imagerie

Harmand Jonathan
Gadzo Edin
Physique, Imagerie scintigraphique par gamma-caméras
Pr Garin
Imagerie scintigraphique par
gamma-caméras
I-
Introduction
L’intérêt de la Médecine Nucléaire pour la radioactivité a suivi de peu sa découverte. Dès 1913,
Georges de Hevesy, chimiste suédois, eut l’idée d’employer des radionucléides comme indicateurs
pour suivre la circulation du sang dans l’organisme. Cependant, il a fallu attendre la fin des années
quarante pour que l’Iode 131 provenant des réacteurs nucléaires soit disponible et qu’en conséquence
l’étude de sa fixation dans la glande thyroïde soit aisément réalisable. Mais ce n’est que dix ans plus
tard, après l’invention d’Anger d’une gamma-caméra capable de produire des images corrélables au
fonctionnement des organes que l’on peut parler des applications de l’imagerie scintigraphique au
diagnostic médical. En effet, il devint possible d’enregistrer simultanément tous les points de la région
explorée et ensuite de suivre l’évolution de la radioactivité dans les différentes parties de l’organisme.
a)
Principe de la scintigraphie
La scintigraphie repose sur la détection externe d’un traceur radioactif administré au patient, on en
distingue 2 types :
–
Emetteurs g : scintigraphie par gamma caméra
–
Emetteurs de positions : scintigraphie par caméra TEP (Tomographie d’Emission
Photonique)
NB: La Médecine Nucléaire regroupe l’ensemble des méthodes diagnostiques (scintigraphies) et
thérapeutiques (radiothérapie métabolique) qui nécessitent l’utilisation d’isotopes radioactifs en
sources non scellées.
Le principe physique de détection est la scintillation solide, c.a.d une détection faisant appel a des
photons lumineux.
Chaque traceur possède des propriétés biologiques qui lui sont propres
La scintigraphie est une technique d’imagerie fonctionnelle qui permettra l’analyse du
fonctionnement biologique d’une structure.
b)
Notion de traceur
Un traceur est constitué soit de l’atome radioactif pur appelé marqueur (ex iode 131), ou fixé par
liaison chimique à une molécule d’intérêt biologique appelé vecteur.
Mode d’administration :
–
Injection intraveineuse +++
–
Aérosol (scintigraphie de ventilation pulmonaire)
–
Voie orale (scintigraphie gastrique)
Chaque traceur aura une captation préférentielle par un organe, par exemple :
99m
Tc-HMDP = activité osseuse ostéoblastique utile pour la scintigraphie osseuse
99m
Tc-MAA = embolisation vasculaire utile pour la scintigraphie pulmonaire de perfusion)
111
In-pentétréotide (analogue de la somatostatine) = fixation sur les récepteurs de la somatostatine pour
détecter les tumeurs endocrines
c)
Choix du radioélément
Le choix du radioélément se fera fonction de plusieurs facteurs :
 Type d’imagerie :
Pour les émetteur de photons g , on parle alors de scintigraphie gamma, on en retrouve 2 types :
–
imagerie 2D : Scintigraphie planaire:
–
imagerie 3D : Tomographie d’Emission MonoPhotonique, TEMP,
Pour les émetteurs de positon on parle de TEP:
–
imagerie 3D exclusive : Tomographie par Emission de Positon TEP
 La demie-vie ou période T: elle est de qlq secondes à tout au plus qlq mois.
La plus courte possible pour diminuer l’irradiation, mais adaptée au phénomène que l’on veut étudier
(ex: étude fonctionnelle sur plusieurs jour => demi-vie prolongée)
 Période effective, Te:
Prise en compte de :
la décroissance radioactive T du radionucléide
et de l'élimination biologique propre à l'organe cible. Tb
En première approximation, on considère que l'élimination biologique obéit à une loi exponentielle de
période biologique Tb, qui est le temps nécessaire pour que la moitié de la quantité d'une substance
introduite dans un organe en soit éliminée.
1
1
1
____ =___ +___
Te
T
Tb
 Radiotoxicité : c’est la propriété des radionucléides à générer des dommages aux tissus, ceci est
fonction :
–
–
du type de rayonnement émis (X, g, e < neutron < a )
nature du tissu irradié (localisation dans l’organisme)
 Coût de production
–
Générateur (99mTc), réacteur (iode 131) : faible coût
–
Cyclotron (Thallium 201, iode 123, fluor 18): coût élevé
d) Délais administration du traceur/ imagerie
Immédiatement après injection :
- scintigraphie osseuse dynamique
- étude de la perfusion rénale
- étude du premier passage cardiaque
Quelques heures après administration
- scintigraphie osseuse: 2h
- scintigraphie rénale DMSA: 6h
Sur plusieurs jours:
- scintigraphie à l’111In-pentétréotide
- durée de vie des plaquettes
II- La gamma caméra
Rappel :
Effet Compton
a)
Cristal
Le cristal arrête les photons g et restitue l’énergie déposée par ces derniers sous forme de photons
lumineux, d’énergie différente de l’énergie absorbée.
Pour augmenter la probabilité d’interaction, on introduit des impuretés dans le cristal (ex Tl).
La fluorescence est le seul processus de désexcitation suffisamment rapide pour être exploité en
spectroscopie.
Pour obtenir cette fluorescence on distingue 2 types d’interaction :
-effet Campton
-effet Photo-electrique
Le scintillateur idéal :
-Fort pouvoir d’absorption pour l’énergie du rayonnement détecté - numéro atomique et densité élevés
(t/r # k. Z3/E3, loi de Bragg et Pierce)
---> Bonne efficacité de détection dans le cristal
-Efficacité de conversion importante, c.a.d forte aptitude à transformer l’énergie du rayonnement
incident en énergie lumineuse
---> Permet une bonne résolution en énergie
-Faible constante de décroissance (la constante de temps représente le temps moyen qui sépare le
moment où la radiation est absorbée de celui où la scintillation est émise)
-Un indice de réfraction proche de celui du verre (1.5) afin de faciliter le couplage avec le
photomultiplicateur
-Matériau facile à usiner en grandes dimensions
On utilise aujourd’hui le cristal NaI(Tl)
Plus le cristal est épais, plus l’efficacité de détection augmente, MAIS plus la diffusion, entraînant une
mauvaise localisation des événements, augmente aussi.
Les gamma caméras sont optimisées (nature et épaisseur du cristal) pour la détection du 99mTc.
b) Guide de lumière
L’efficacité de collection de la lumière par les PM (PhotoMultiplicateurs ) dépend de la façon dont ils
sont couplés au cristal.
1ier rôle: Réduire la perte de lumière:
Les premières caméras possédaient un PM circulaires, il y avait donc un espace libre relativement
important entre eux. Pour réduire cette perte, une plaque de verre est placée entre le cristal et les PM,
avec des joints optiques (graisse de silicone)
2iéme rôle: Adaptation de l'indice de réfraction entre le cristal NaI (indice très élevé) et le vide des
photomultiplicateurs (indice = 1).
c)
Photo-multiplicateurs
Le rôle des PM est de transformer le photon lumineux en un signal électrique (effet Photo électrique)
et ensuite d’amplifier le signal électrique recueilli.
Si cette haute tension est stable, le nombre d’électrons collectés sur l’anode est proportionnel au
nombre de photoélectrons extraits de la photocathode, et donc au nombre de photons lumineux
parvenus à sa surface d’entrée.
d)
Circuit de détection analogique : Informatique
En fonction de leur proximité par rapport au site d'une scintillation, les différents PM reçoivent des
quantités de lumière variables : à partir de ces signaux, un circuit de calcul analogique détermine les
coordonnées X et Y de la scintillation en tant que "centre de gravité" des signaux reçus par les
différents PM.
e)
Spectrométrie : traitement du signal
Le signal de chaque PM est traité individuellement, un convertisseur analogique numérique peut être
associé à chaque PM. Cela permet :
–
Réduction des effets de bords
–
Réduction du phénomène d’empilement
Le système trie des impulsions en fonction de leur énergie.
Il conserve les photons à une énergie proches de leur énergie d’émission et rejette les photons détectés
à une énergie inférieure à leur énergie d’émission.
Il y a donc élimination d’une partie du signal lié aux photons diffusés.
f)
Collimateurs
Il va sélectionner la direction des photons
incidents pour établir une correspondance entre le lieu d’émission et le lieu de
détection
Il y a ensuite Réalisation d’une projection planaire (2D) de la distribution du
radioélément.
Il existe différents types de collimateurs :
Les collimateurs sont caractérisés par:
- l’efficacité géométrique
C’est le nombre de photons détectés par rapport au nombre de photons émis pour une source d’activité
connue
- la résolution spatiale :
C’est la plus petite distance permettant de visualiser comme distinctes deux sources ponctuelles
radioactives
-
Collimateur parallèle
Les axes des trous sont parallèles entre eux et perpendiculaires à la surface de détection.
Il est caractérisé par:
–
H: longueur des canaux
–
E: diamètre des trous
–
S: épaisseur septale
La modification de ces paramètres rend possible la réalisation d’un grand jeu de collimateurs
Il accepte seulement les photons arrivant avec une direction perpendiculaire à la surface du
collimateur
S :L’épaisseur des septa est imposée par l’énergie des rayonnements utilisés
Elle va de 0.2 mm pour un colli BE à 1.6 mm pour un colli HE, le poids du collimateur est en
conséquence et peut atteindre 130 kg pour un HE.
Chaque colli est caractérisé par sa transparence septale à 5%, c.a.d jusqu’à quelle énergie il peut être
utilisé.
E: diamètre des trous:
Plus le trou est grand, meilleure sera la statistique de comptage MAIS moins bonne sera la résolution
spatiale
H: longueur des trous:
Plus le trou est long, meilleure est la résolution spatiale
On obtient des jeux de collimateurs, tels que:
Basse Energie, Haute Résolution: nombreux trous de faible diamètre
Basse Energie, Haute Sensibilité: trous plus gros et moins nombreux
Basse Energie, All Purpose: présentant un compromis entre résolution spatiale et sensibilité
Moyenne et Haute Energie: cloisons plus épaisses et des trous moins nombreux
-
Pin-hole : Collimateur sténopé
Plus le trou est fin:
Meilleure est la résolution spatiale
Moins bonne est la statistique de comptage
Possibilité de différents inserts
On a obtention d’une image inversée avec un agrandissement variable fonction de H (profondeur du
collimateur) et de P (distance objet collimateur)
P = H, Image = Objet
P <H, Image > Objet
P> H, Image < Objet
-
Collimateur Fan-Beam
Il se caractérise par une collimation convergente dans une direction et une collimation parallèle dans la
direction perpendiculaire. L’axe de chaque trou passe par une ligne focale, placée parallèlement à l’axe
de rotation du détecteur et l’objet doit être placé entre la ligne focale et le plan du détecteur.
Ce type de collimateur est dédié à l’imagerie du cerveau (attention tout le cerveau doit être dans le
cône de focalisation)
III- Défauts et correction
Différents défauts sont constamment présents : défaut de spectrométrie, linéarité et uniformité
Des corrections numériques sont pré-calculées et mises à jour par l’acquisition de tables de correction.
Ces corrections sont de 3 types:
–
Table d’énergie: elle s’applique à l’information spectrométrique
–
Table de linéarité: elle s’applique aux signaux de localisation
–
Table d’uniformité: elle compense les défauts résiduels de la réponse.
a)
Table d’énergie
Après réglage du gain des PM et de la linéarité en keV (centrage du pic à partir de la valeur de
référence), acquisition de la Table
b)
Table de linéarité
Acquisition d’une table compensant, en temps réel, les distorsions mesurées à partir de l’image d’un
objet de référence.
c)
Table d’uniformité (ou sensibilité)
Malgré l’application en temps réel des corrections d’énergie et de linéarité, certains défauts persistent
qui se traduisent par des défauts locaux d’uniformité de réponse.
Afin de les compenser, on effectue l’acquisition d’une source uniforme avec une grande statistique de
comptage (pour s’affranchir des fluctuations statistiques). Cette image permet de calculer une table de
facteurs correctifs, qui sera appliquée à la fin de son acquisition.
Elle est propre à chaque radioélément
IV- Caractéristiques d’une gamma caméra
Rq : la performance intrinsèque d’une caméra correspond à sa perf en absence de collimateur, et la
performance extrinsèque avec le collimateur.
a)
Résolution en énergie (intrinsèque)
C’est la capacité de la caméra à sélectionner avec précision le pic d’absorption totale par effet
photoélectrique du radioélément utilisé DONC d’éliminer le plus possible le rayonnement diffusé.
Le contraste et la résolution des images dépendent de la résolution en énergie (moins bonne est la
résolution en énergie, plus l’organe est noyé dans le diffusé).
b)
Résolution spatiale
Plus petite distance entre 2 sources ponctuelles pour qu’elles soient vues séparément.
Déterminée par la largeur à mi-hauteur (LMH)d’une source ponctuelle
Avec
R résolution du système
Ri résolution intrinsèque (3-4mm)
Rcolli résolution collimateur: 8 mm à 10 cm dans l’air pour BE
c)
Linéarité Géométrique
C’est la capacité de la caméra à déterminer précisément les coordonnées de l’interaction du photon g
dans le cristal
d)
Taux de comptage
Capacité à détecter un grand nombre de photons par seconde en conservant la proportionnalité entre
nombre de photons émis et nombre de photons
Taux de Comptage
(kc/s)
TM en milieu diffusant
100,00
80,00
60,00
40,00
20,00
0,00
0
500
1000
1500
2000
2500
Activité (MBq)
Temps Mort:
= le temps pendant lequel la caméra est en train de traiter un événement et est de ce fait indisponible
pour en traiter un second.
Non seulement un événement survenant pendant le temps mort n’est pas traité mais encore il rallonge
le temps mort: lorsque l’on augmente progressivement l’activité de la source, le taux de comptage
observé passe par un maximum et décroît
V- Les différents types d’images
scintigraphiques
Images Planaires
–
Statique
–
Dynamique
–
Synchronisée
–
Corps Entier
Imagerie Tomographique
1-
Imagerie Planaire
a)
Planaire Statique
La caméra est statique, une image est acquise pendant une durée déterminée.
Elle fournit la représentation bidimensionnelle de la distribution tridimensionnelle du radiotraceur
dans la région examinée.
b)
Planaire Corps Entier (CE)
Lorsque la région à explorer est de dimension supérieure au champ de vue de la caméra, certaines
caméras permettent le balayage par un déplacement à vitesse constante de la tête de détection
c)
Planaire Dynamique
La caméra est statique, le processeur enregistre une succession d’images indexées par le temps.
Ce type d’étude permet d’observer l’évolution de la distribution du traceur au cours du temps et donne
accès à des paramètres fonctionnels :
–
Vascularisation ( os, reins)
–
Cinétique de fixation dans un organe (reins, traceur tumoral…)
–
Cinétique d’élimination d’un traceur (reins)
d)
Planaire Multi-Isotopique
La caméra est statique et enregistre simultanément les distributions d’activité associées à plusieurs
radio-traceurs (généralement 2), au moyen de différentes fenêtres spectrométriques propres à chaque
isotope.
L’acquisition simultanée des 2 images évite le problème de mouvement du patient, qui apparaissent
lorsque l’on effectue 2 acquisitions successives et qui nécessitent de faire appel à des techniques de
recalage d’image.
Elle présente l’avantage de na pas allonger la durée de l’examen. Ces études peuvent être statiques ou
dynamiques.
e)
Planaire Synchronisée ECG
Division du cycle cardiaque en n segments
robuste et plus reproductible que l’échographie cardiaque
myocardique (estimation de la FE VG à l’effort et au repos)
2-
Imagerie Tomoscintigraphique
C’est une image en 3D.
La caméra tourne autour du patient, il y a acquisition de projections 2D puis reconstruction.
a)
Reconstruction tomoscintigraphique
Processus mathématique complexe réalisé sur une station de traitement à partir de logiciels de
reconstruction
b)
•
–
–
–
•
–
–
–
–
Avantages et inconvénients
Avantages
Supprime les superpositions
Plus sensible
Meilleur résolution spatiale
Inconvénients
Plus long
Sensible au mouvement
Génération d’artéfacts possible
Interprétation plus difficile
VI- Paramètres conditionnant la qualité Image
a) Compromis entre résolution spatiale et sensibilité
(taux de comptage)
La qualité des images scintigraphiques est conditionnée par la résolution spatiale du système de
détection et le nombre d’événements enregistrés par pixel.
Généralement, il y a compétition entre ces 2 paramètres et il faut trouver un compromis.
b)
Taille de la matrice :
(La matrice correspond au nombre de pixels utilisés
Le format des matrices utilisées est déterminé en fonction :
- de la résolution spatiale du système de détection (inutile d’avoir des pixels < à la
résolution spatiale du système)
- du nombre d’événements enregistrés.
Les formats les plus habituels sont 64x64, 128x128 ou 256x256.
Deux règles président au choix optimal du format image :
- La première fixe la taille minimum de la matrice nécessaire pour restituer au mieux l’image
et en particulier les objets de la taille de la résolution spatiale du système.
- La deuxième fixe l’erreur statistique inhérente à la méthode employée.
du nombre de
désintégrations détectées
c) Matrice : règle d’échantillonnage ou Théorème de
Shannon:
La fréquence d’échantillonnage Fe doit être au moins égale à 2 fois la plus grande fréquence présente
dans l’image Fi. Ainsi pour une caméra de 30 cm de diamètre avec une résolution spatiale de 1 cm, un
format 64x64 satisfait le théorème.
En effet, la taille du pixel est de 0.47 cm2
=> Fe=1/0.47 =2.12 cm-1
=> et Fi= 1/1 = cm-1
Pour une caméra plus moderne, de 40 cm de diamètre et de 6 mm de résolution, le format 128x128 est
indispensable.
Pour 64x64; Fe= 0,6/0,62=1 et Fi=0,6/0,36= 1,6
Pour 128x128; Fe=0,6/0,31= 2
d)
Règle de statistique de comptage :
A chaque pixel doit être associé un nombre n d’événements enregistrés suffisant pour être
statistiquement significatif.
__
n vérifie la loi de Poisson, où √n / n représente l’erreur statistique.
Ex: pour une acquisition homogène sur toute l’image correspondant à l’accumulation de 300 kcps, le
contenu de chaque pixel sera de:
- 73.2 coups au format 64x64, correspondant à un erreur statistique de 11.6%
- 18.3 coups au format 128x128, correspondant à un erreur statistique de 23.4%
e)
Résolution spatiale/Effet de volume partiel
Affecte les structures de tailles < 2 à 3 x la résolution spatiale du système
Soit 2 à 3 cm pour une g-caméra
=> Réduction de la sensibilité pour la détection des lésions < 2 à 3 R
La durée d’acquisition :
f)
Pour augmenter le nombre de coups dans l’image, il est souvent possible d’effectuer des acquisitions
plus longues.
g)
L’activité injectée :
L’activité injectée doit correspondre à un compromis satisfaisant entre la durée de l’acquisition, la
qualité des images et la radioprotection du patient.
h)
Le spectre et la fenêtre d’énergie:
Chaque radio-isotope a un spectre en énergie qui lui est propre, avec la présence d’un ou plusieurs
émissions g.
Afin d’obtenir des images de qualité, excluant les photons diffusés, il ne faut retenir que les photons
présents dans le pic photoélectrique.
L’utilisateur doit sélectionner la gamme d’énergie des photons incidents, ainsi que la largeur
de la fenêtre spectrale
VII-
Les limites de l’imagerie scintigraphique
Facteurs Technologiques
Sensibilité
Résolution Spatiale
Résolution en Energie
Stabilité mécanique…
Facteurs Physiques
Atténuation du rayonnement émis
Diffusion
Pénétration septale…
+ Mouvements du patient
+ Algorithmes de reconstruction
a)
La diffusion
Le pic d'absorption totale centré sur l'énergie d'émission du radioélément (140 keV pour le Tc-99m)
: il correspond aux photons primaires.
Le front Compton, constitué des photons diffusés d'énergie 137-140 keV.
La composante X, des photons d'énergie 74-77 keV issus des interactions avec le plomb des
collimateurs.
Diffusion prendra en compte les photons mal localisés et les photons d’énergie inférieure.
Il y a donc baisse du contraste, du rapport signal sur bruit et perte en résolution spatiale d’où la
nécessité d’une correction.
-
Méthode n°1: Élimination des photons à l’acquisition
Fenêtre 20 %: méthode classique de limitation du diffusé
MAIS cette fenêtre contient encore 30 % de diffusé
=> Correction supplémentaire à apporter
Fenêtre 10 %: choix d’une fenêtre plus étroite
Cette méthode présente moins de diffusé, mais aussi moins de photons primaires.
La sensibilité de détection est donc affaiblie, d'où le risque de diminuer le rapport signal / bruit de
l'image.
-
Méthode n°2: Élimination des photons par estimation et soustraction
Acquisition en Double fenêtre ( méthode de Jaszczak):
- une sur le photopic, de 20% centrée sur 140 keV
- une secondaire dans le diffusé de 92 à 125 keV.
I Corrigée = I 20% - (k * I2) k=0.5 pour 99mTc
b)
Atténuation
Lorsqu’un faisceau de photons traverse la matière, le nombre de photons initialement présents dans le
faisceau diminue.
La proportion de ces photons perdus dépend de la distance de la source au bord du milieu diffusant, et
de l'énergie d'émission de l'isotope.
L'absorption d'une partie importante de ces photons utiles entraîne une diminution du signal mesuré
Pour corriger ce phénomène il faut estimer la cartographie des coefficients d'atténuation du milieu puis
corriger les coupes à partir de la formule précédente en recalculant pour chaque pixel N0.
c) Correction Atténuation : Estimation de la carte
d’atténuation du patient
En cas d’atténuation hétérogène, l’acquisition d’une carte d’atténuation spécifique est nécessaire.
Il faut déterminer l’atténuation pour tous les pixels de l’image, sur chaque ligne de projection,
exp(-µ.L).
Elle peut être obtenue soit à l’aide d’une acquisition en transmission par la g-caméra (sources externes
au patient Tc 99m ou de Gd 153) ou à partir d’image CT .
1-
Source externe
2-
Scanner
Avantage du scanner :
- Obtention d’une carte d’atténuation faiblement bruitée
- Pas de superposition entre données d’émission et de transmission
- Pas de pb de temps mort, d’empilement sur les détecteurs de MN
- Utilisable en SPECT comme en PET
- Mais surcoût (machine hybride)
Apport supplémentaire :
- Fusion d’images
- Données anatomiques utiles pour la localisation et interprétation
Inconvénients:
- Erreur de localisation possible: Mouvements internes du patients (péristaltisme digestif…)
- Radioprotection du patient