LA SCINTIGRAPHIE
La scintigraphie c'est l'obtention de l'image d'un organe
après injection au patient d'une solution radioactive. On
visualise par détection externe la répartition d'atomes
radioactifs émetteurs gamma, éventuellement couplés à une
molécule spécifique.
Cette technologie permet :
- de visualiser de façon simple et pour un faible coût
d'irradiation des organes non accessibles
à la radiologie conventionnelle (Foie, Thyroïde, Cerveau...)
- de réaliser des images non seulement morphologiques mais
aussi fonctionnelles; seules les
zones physiologiquement actives captent la molécule marquée,
l'intensité de la captation étant
liée à l'activité physiologique ou métabolique.
- de visualiser, pour la même dose d'irradiation, l'organe sous plusieurs incidences.
- de suivre au cours du temps les variations de l'activité
détectée dans chacune des régions de
l'organe.
Radioactivité : La radioactivité est en rapport avec l instabilité du noyau. Un atome radioactif est un atome dont le noyau possède un excèdent d'énergie le conduisant à subir une modification à un instant donné afin d'évoluer vers un état plus stable. Cet excès d'énergie est lié à une variation des nucléons.
Émission gamma : Le noyau se trouve dans un état instable (excès d'énergie). Il revient vers l'état fondamental par émission d'un ou plusieurs photons gamma. Les rayonnements gamma( sont des rayonnements électromagnétiques se propageant à la vitesse de la lumière, de façon désordonnée dans le temps et l'espace.
Distinctions entre rayonnements X et gamma : La distinction principale entre ces deux types de photons réside dans leur origine. Les photons gamma sont d'origine nucléaire (désexcitation des noyaux) alors que les X sont produits lors de réarrangements électroniques de l'atome.
Lois de la radioactivité
Période : c'est le temps, pour un radioélément, au bout duquel le nombre d'atomes initialement présents, N0, a diminué de moitié.
Activité : à tout instant l'activité est
proportionnelle au nombre d'atomes radioactifs présents et
inversement proportionnelle à la période. ( Ac(Bq)=Ln2/T*N )
L'unité d'activité est le Becquerel c'est à dire une
désintégration par seconde.1Ci = 3,7.1010 Bq 1 mCi = 37 Mbq
Interactions avec la matière
Effet photoélectrique : Un photon peut lors de son interaction avec un électron lié à un atome de milieu absorbant transférer toute son énergie à cet électron qui est éjecté de son orbite en lui communiquant une énergie cinétique. L'énergie cinétique emmenée par l'électron est souvent suffisante pour créer des ionisations secondaires. Les électrons orbitaux subissent un réarrangement avec émissions de rayonnements X caractéristiques. La vacance sur une couche du fait de l'éjection du photo-électron est occupée par un électron plus périphérique.
Effet Compton : Un photon incident cède une partie de son énergie à un électron libre ou peu lié. Cet électron est projeté dans une direction faisant un angle compris entre 0 et 90° avec la direction du photon incident. Le photon diffusé quant à lui part dans une direction faisant un angle compris entre 0 et 180° avec la direction du photon incident, avec une énergie inférieure à celle du photon incident.
Production de paires : Elle n'intervient que pour des photons dont l'énergie est supérieure à 1,02 Mev. Au voisinage du noyau le photon incident peut se matérialiser en donnant naissance simultanément à un électron positif (positon) et un électron négatif. Ces électrons perdent leur énergie par ionisations et excitations des atomes qu'ils rencontrent.
Un rayonnement perd son énergie dans la matière en la communiquant soit à des électrons soit à des atomes. Pour la détection, le phénomène le plus utilisé est le transfert d'énergie à des électrons. Ce transfert peut se faire soit par ionisation soit par excitation. Une ionisation se produit lorsque l'énergie cédée au milieu par la particule mobilise et éjecte un électron orbital, créant ainsi un ion positif. L'énergie cinétique cédée lors d'une excitation est moindre; l'électron passe sur une orbitale supérieure. L'atome ou la molécule se désexcite alors très rapidement par émission de photons lumineux (fluorescence).
En médecin nucléaire on utilise le plus souvent des
détecteurs à scintillations basés sur l'excitation. Les
scintillateurs sont constitués d'un milieu solide susceptible
d'émettre un rayonnement de fluorescence après excitation de
ses molécules par une particule chargée. Cette particule
chargée peut être un électron Compton ou un photoélectron
consécutif à l'absorption d'un photon gamma. Le nombre de
photons lumineux émis dans le détecteur est proportionnel à
l'énergie qui y est dissipée (en particulier à celle du photon
incident lorsqu'il est absorbé par effet photoélectrique). Ces
photons lumineux permettent le dénombrement des particules, la
caractérisation des rayonnements (spectrométrie), l'imagerie.
La scintillation correspond à l'émission de lumière visible
par certaines substances ayant absorbé des rayonnements. Ces
substances s'appellent des scintillateurs. On y associe un
photomultiplicateur (P.M.) qui transforme l'impulsion lumineuse
en impulsion électrique.
Un DÉTECTEUR est composé d'un SCINTILLATEUR associé à des PHOTOMULTIPLICATEURS
Le but de la spectrométrie gamma est de connaître la distribution en énergie des rayonnements émis par une source. L'amplitude des impulsions de courant à la sortie du détecteur étant proportionnelle à l'énergie absorbée, elle est proportionnelle à l'énergie des photons incidents. Ces impulsions vont être classées en fonction de leur amplitude par un analyseur multicanaux. Le résultat obtenu sera un spectre en énergie donnant le nombre d'impulsion en fonction de l'énergie du rayonnement gamma.
Ce spectre traduit les différentes interactions
élémentaires du rayonnement dans le cristal. En effet un
rayonnement peut être absorbé soit partiellement : seule une
partie de l'énergie est absorbée dans le cristal. Cela peut
correspondre à des effets photoélectriques si le rayonnement X
de réarrangement ressort du cristal . Le pic correspondant est
décalé vers les basses énergies (c'est ce que l'on appelle le
pic d'échappement ou pic de fuite) ; à des effets Compton si le
photon gamma diffusé ressort du détecteur sans interagir
(l'énergie cédée à l'électron depend de l'angle compris
entre 0 et 180°. On obtient ainsi une variation continue de
l'énergie absorbée de 0 à Emax. Le diffusé ressort du cristal
sans interagir, soit totalement : dans ce cas l'énergie
absorbée par le cristal au cours de l'interaction est égale à
Ey. ceci se traduit sur le spectre par un pic centré sur cette
énergie. Ceci peut correspondre en majeure partie à des effets
photoélectriques des photons dans le cristal. D'effets
photoélectrique des rayonnements X de réarrangement; ou encore
à des effets Compton successifs (issus des gammas incidents)
suivis d'effets photoélectriques des photons diffusés et des X
de réarrangement.
La spectrométrie permet de caractériser un ou plusieurs corps
radioactifs présents dans une source. Elle permet de régler le
spectre afin d'éliminer les photons diffusés avant d'effectuer
des images scintigraphiques (avec les photons qui ont été
totalement absorbés dans le cristal). Seul le pic
photoélectrique est sélectionné.
(cliquez sur Gamma Caméra pour revenir à ce niveau)
| Caractéristiques | Collimateurs | Cristal | P.M. | Retour en haut |
| Localisation | Spectromètre | Affichage et traitement | Rôle utilisateur |
Caractéristiques et performances d'une caméra
Résolution spatiale
: Elle est définie par la distance minimum séparant deux
sources radioactives ponctuelles ou linéaires dont le détecteur
fournit deux images distinctes.
L'uniformité :
restitution d'une image uniforme pour une source uniforme
(uniformité intégrale, différentielle, régionale)
Résolution en énergie
: caractérise la capacité d'identifier les événements
appartenant au pic d'absorption totale et de distinguer les
événements directs de ceux qui ont diffusé. Elle s'exprime en
pourcentage de la largeur de la fenêtre à mi-hauteur du pic
d'absorption totale. Elle est définie par le rapport de la
largeur à mi-hauteur du pic d'absorption totale à la valeur de
l'énergie du rayonnement incident.
Index de sensibilité
: c'est la proportion du rayonnement gamma incident effectivement
détectée par l'ensemble collimateur-détecteur.
Linéarité spatiale :
c'est la faculté du détecteur à restituer une source avec une
forme identique. En pratique, il existe toujours une déformation
vers les bords de l'image (due à la distorsion : aberration d'un
système optique).
Temps mort :
temps pendant lequel le détecteur est aveugle et ne peut
détecter une impulsion qui arrive. Le temps mort entraîne une
perte de comptage liée à la non détection d'une fraction des
impulsions.
Les collimateurs - - - [Retour Menu Caméra ]
Un collimateur est une galette de plomb, de tungstène ou d'un autre métal de numéro atomique élevé dans laquelle des trous cylindriques ou coniques sont percés suivant un système d'axes déterminé. La cloison séparant deux trous voisins est appelée septum. Le rôle du collimateur est de " filtrer " les photons gammas émis par la source vers le cristal et d'éliminer les photons diffusés. Seuls les photons qui proviennent de la partie de l'organe située à la verticale des trous peuvent atteindre le détecteur. Les autres sont arrêtés par les septa (épaisseurs de Plomb séparant deux trous).
Les différents types de collimateur :
Suivant l'orientation des trous :
- parallèles :
les trous sont verticaux et les septa parallèles.
- convergent : les
trous sont obliques de façon à augmenter le champ de la
caméra.
- divergent : trous
obliques dans l'autre sens permettant un agrandissement de
l'image.
- sténopéïque ou pin-hole
: de forme conique, il présente un seul petit trou à son
sommet. Utilisé pour de petits organes (Thyroïde
essentiellement). Il agrandit et inverse l'image.
Suivant la taille des trous et des septa :
- haute et
moyenne énergie : les septa sont épais afin
d'arrêter les photons diffusés qui sont très pénétrants
- haute résolution
: Le diamètre des trous est petit afin de réduire les photons
diffusés et ceux pas tout à fait verticaux. Peu de photons
atteignent le détecteur, le taux de comptage est faible. L'image
est de très bonne définition mais très longue à acquérir.
- haute
sensibilité : les trous ont un diamètre plus
grand. Cela entraîne un fort taux de comptage car il laisse
passer un nombre élevé de photons. Cela réduit le temps de
l'examen au détriment de la définition.
Le détecteur - - - [Retour Menu Caméra ]
- Le scintillateur dont le diamètre et l'épaisseur peuvent
varier.
- Les photomultiplicateurs (PM) dont le nombre varie également.
Le cristal et l'ensemble des PM sont enfermés dans une enceinte plombée, étanche à l'humidité et la lumière. Le rôle essentiel du blindage est de protéger le détecteur des rayonnements provenant de régions situées en dehors de la zone explorée.
Le cristal - - - [Retour Menu Caméra ]
En médecine nucléaire on utilise un cristal d'Iodure de
Sodium (INa) contenant des impuretés de Thallium (Tl)
installées lors de sa fabrication. Il est transparent et laisse
la scintillation lumineuse se propager partout dans sa masse.
Le cristal est lourd et arrête facilement les particules
incidentes et interagit avec elles. Il émet après excitation
par un rayonnement gamma, des photons lumineux qui ne sont pas
situés dans le domaine visible.
Les interactions des gammas dans le cristal sont des interactions
élémentaires du type effet photoélectrique, effet Compton. Le
rayonnement gamma incident parvient dans le cristal et lui
transmet son énergie en produisant une gerbe scintillante. Cette
scintillation provient des électrons du cristal qui ont reçu
l'énergie du gamma, transmettant cette énergie aux atomes de
Thallium, qui en se désexcitant produisent un rayonnement de
fluorescence (lumière bleue).Les électrons crées ou déplacés
dans le cristal à la suite des interactions élémentaires
perdent progressivement leur énergie en excitant les atomes de
Thallium, situés dans le cristal. Ceux-ci vont retourner à
l'état fondamental en émettant des photons lumineux situés
dans le domaine du visible. L'ajout de Tl permet, en créant un
niveau d'énergie supplémentaire, de déplacer les longueurs
d'onde de ces photons.Toutes les désexcitations ne sont pas
suivies d'émission lumineuse. Une partie de l'énergie absorbée
par le cristal est dissipée sous forme de chaleur.
Le nombre de photons lumineux émis est proportionnel à
l'énergie des photons incidents (si l'absorption est totale). Cf
principe de détection.
Ces photons lumineux n'étant pas directement détectables on a
recours à un système d'amplification (P.M.).
Excitation ou ionisation du cristal --> Excitation du TL ---> Rayonnement de fluorescence visible (après désexcitation du TL)
Le guide de lumière - - - [Retour Menu Caméra ]
Une plaque de verre placée entre le cristal et la batterie de photomultiplicateurs, avec des joints optiques (graisse de silicones) entre ces différents milieux transparents, constitue le guide de lumière (il ne s'agit donc pas d'un guide de lumière au sens des fibres optiques utilisées par exemple en endoscopie). Son rôle est double:
- une adaptation d'indice de réfraction entre le cristal Na I (indice très élevé) et le vide des photomultiplicateurs (indice = 1). L'interposition d'un milieu d'indice de réfraction intermédiaire (verre) permet d'éviter la transition trop brutale entre le cristal et le vide, et donc d'éviter la réflexion totale des rayons lorsqu'ils sont inclinés par rapport aux interfaces.
- l'éloignement des photomultiplicateurs par rapport au cristal. Ainsi, par le jeu des angles solides, un plus grand nombre de photomultiplicateurs reçoivent une quantité mesurable de lumière, et l'effet de l'épaisseur du cristal est atténué, celle-ci devenant faible par rapport à l'épaisseur totale, cristal + guide de lumière.
Les photomultiplicateurs d'électrons - - - [Retour Menu Caméra ]
La photocathode a pour rôle de transformer le photon lumineux
émis par le scintillateur en électrons (par effet
photoélectrique).
Le rôle du P.M. consiste à multiplier ce nombre réduit
d'électrons par un facteur de 106 à 1010.
On obtient ce résultat en accélérant les électrons produits
vers une électrode (dynode) sur laquelle ces électrons vont
arracher, grâce à leur énergie, des électrons secondaires qui
sont à leur tour accélérés et vont frapper la deuxième
dynode à laquelle ils arrachent des électrons tertiaires et
ainsi de suite. Il en résulte une impulsion électrique
négative pour chaque photon gamma incident. L'amplitude de cette
impulsion est proportionnelle au nombre d'électrons initiaux,
c'est à dire, à l'énergie déposée dans le cristal par le
rayonnement gamma initial. A chaque gamma incident le détecteur
émet une impulsion proportionnelle à l'énergie déposée. Le
gain du P.M. est proportionnel au nombre de photons lumineux, lui
même proportionnel à l'énergie absorbée dans le cristal.
A la sortie on a une impulsion négative de quelques dizaines de
mV. On utilise un préamplificateur pour que le signal soit
transportable sans pertes d'énergie dues aux résistances des
fils électriques.
Localisation - - - [Retour Menu Caméra ]
Chaque P.M. dispose d'un préamplificateur et est associé aux
autres P.M. par l'intermédiaire d'un réseau de résistances
destinées à la localisation des points d'impact sur le cristal.
La distribution de l'amplitude des impulsions de sortie des P.M.
fournit l'information de localisation par l'intermédiaire d'un
calculateur de positionnement. Pour chaque photon parvenant au
cristal une scintillation sera produite et transformée par les
P.M. en impulsion électrique. Cette impulsion va devoir
traverser deux résistances en parallèle. Ces résistances n'ont
pas la même valeur. La plus faible laissera passer plus
d'électrons. L'addition des impulsions provenant des différents
P.M. sera effectuée séparément pour les résistances de droite
et de gauche. La comparaison de l'amplitude de ces deux signaux
permettra la localisation de l'impulsion.
Après analyse spectrométrique, les signaux de sortie sont
ensuite transférés vers un tube cathodique qui fournit une
représentation en deux dimensions des événements produits dans
le cristal.
Spectromètre ou discriminateur - - - [Retour Menu Caméra ]
Il permet l'analyse de l'amplitude de l'impulsion de tension
sortant du P.M. donc de connaître l'énergie du photon qui a
atteint le détecteur. Cela permet d'éliminer les impulsions
indésirables, c'est à dire les petites fluctuations dues au
bruit de fond électronique du P.M. et éventuellement le
rayonnement diffusé dont l'énergie est plus faible que celle du
rayonnement direct. Ceci est possible car l'impulsion produite
par le P.M. est proportionnelle à l'énergie déposée par le
photon incident dans le cristal.
Lorsqu'une scintillation se produit, la somme des signaux de
sortie de tous les P.M. fournit la valeur de l'énergie perdue
dans le volume du scintillateur. Le grand nombre de P.M. permet
d'assurer la collecte du maximum de lumière. L'amplitude du
signal de sortie d'un P.M. varie avec la distance qui existe
entre le centre de sa photocathode et le lieu où s'est produit
la scintillation dans le cristal.
Il suffit de déterminer l'énergie avec laquelle on désire
travailler et d'y associer une marge de tolérance (fenêtre 10%
de part et d'autre du pic). Toutes les impulsions non contenues
dans cette plage d'énergie seront éliminés.
Affichage de l'image - - - [Retour Menu Caméra ]
Les informations retenues par le spectromètre sont adressées
à un tableau correspondant au découpage du champ examiné en
une matrice dont chaque élément est un pixel (picture element).
Les dimensions de ces matrices sont variables : 64*64, 128*128,
256*256 (souvent), voire 512*512.
Au début de l'acquisition, toutes les valeurs sont initialisées
à 0. A chaque nouvel événement, une impulsion en x et une en y
parviennent à l'ordinateur. Elles sont converties en deux
valeurs numériques comprises entre 0 et 63, 127, 255 suivant la
matrice utilisée. L'élément correspondant aux coordonnées x
et y est incrémenté d'une unité. Cette opération est
répétée ainsi pour chaque photon gamma incident jusqu'à la
fin du temps défini pour l'acquisition (prétemps) ou jusqu'à
ce que le nombre d'impulsions soit suffisant (précoups). En
résumé, l'image numérique est une matrice dont chaque
élément est un nombre qui est traduit à l'écran par un point
lumineux (pixel) d'autant plus brillant que ce nombre est
élevé.
Traitement de l'image - - - [Retour Menu Caméra ]
Le traitement informatique des images permet d'accéder à des paramètres quantitatifs statiques ou dynamiques. Les opérations mathématiques sur les images représentées par des matrices, la définition de zones d'intérêt et les méthodes statistiques d'analyse permettent, à partir de la connaissance de la cinétique des traceurs, d'approcher la valeur des différents paramètres physiologiques participant à la construction de l'image.
Rôle de l'utilisateur - - - [Retour Menu Caméra ]
- sélection de l'énergie adaptée à l'isotope employé
- pourcentage de la fenêtre
- choix du collimateur
- se placer au plus près de l'organe à examiner
- contrôles périodiques d'uniformité, de spectrométrie
- réglage des paramètres d'acquisition des images : temps,
matrice, zoom, vitesse de balayage, angle de rotation...
- traitement et sauvegarde des données
Vues statiques ou planaires
Le détecteur reste fixe durant toute
l'acquisition. Il est positionné le plus près possible de la
région examinée et est parallèle à celle-ci.
L'utilisateur a accès aux paramètres suivants : isotope,
fenêtre de spectrométrie, temps, nombre d'impulsions, matrice,
zoom d'acquisition (utilisé pour améliorer la définition et la
taille de l'organe)...
Dans ce cas le champ de la caméra à scintillation est divisé en carrés élémentaires ou pixels, chacun correspondant à un élément de la mémoire de l'ordinateur. Chaque fois qu'une scintillation se produit au niveau du détecteur dans l'aire correspondant à un pixel, l'interface incrémente l'élément de mémoire correspondant. La valeur contenue dans chaque élément de mémoire correspond au nombre de scintillations produites dans la région qu'il représente. Ainsi l'image est mémorisée sous la forme d'une matrice.
Balayages corps entier
La caméra ou la table se déplace de façon
à effectuer un balayage total ou partiel sur ou sous le patient.
On détermine la vitesse et la longueur du balayage. Le
détecteur doit rester parallèle au patient et la distance doit
être réduite au minimum. Certaines machines permettent
d'enregistrer les contours du patient afin que la caméra se
positionne d'elle même au plus près.
L'utilisateur détermine la vitesse de balayage (en fonction des
performances de la gamma-caméra et du résultat désiré) ainsi
que l'amplitude de celui-ci.
Cinégammagraphies ou
dynamiques
Il s'agit d'une succession d'images statiques
dont on précise le temps et le nombre. Utilisées pour l'étude
de la fixation précoce du radiotraceur dans l'organe examiné
(temps vasculaire et tissulaire). On peut commencer par une
séquence d'images très courtes (1 ou 2s) pendant les premières
minutes puis continuer par des images un peu plus longues.
Tomographies
Succession d'images statiques ayant les mêmes
paramètres mais avec des angles de vue différents. Le
détecteur effectue une rotation de 180 ou 360° autour du
patient. L'organe étudié doit être positionné au centre de
rotation de la caméra afin que la distance objet-détecteur ne
varie pas. Celle-ci doit être minimale sans toutefois que le
détecteur ne touche le patient. L'angle de rotation entre chaque
image et le nombre d'incidences (ces deux valeurs sont liées)
sont définis par l'utilisateur. La rotation s'effectue de façon
circulaire ou elliptique.
Cette technique permet par calcul matriciel (comme pour le
scanner) de réaliser des coupes transversales, frontales,
sagittales, ainsi que des reconstruction en trois dimensions.
Acquisitions
synchronisées
Ce type d'acquisition est principalement utilisé
pour l'étude des cavités cardiaques (Fraction d'Ejection
Ventriculaire). Pour être en mesure de visualiser deux parties
distinctes du signal physiologique (systole et diastole) on est
obligé de diviser le cycle cardiaque en plusieurs segments de
durée égale (16 ou 24). A chaque segment correspondra une
image. L'enregistrement d'un seul battement cardiaque n'apporte
pas assez d'informations (nombre de coups) et pour que l'image
soit lisible l'acquisition doit s'effectuer sur un certain nombre
de cycles. Pour cela l'ordinateur est couplé à l'E.C.G. et
calcule la durée de chaque image. Par exemple si on veut diviser
en 24 les battements d'un patient qui a une fréquence cardiaque
de 80 pulsations par mn, chaque image correspondra à un segment
temporel de durée égale à : (60 / 80) / 24 = 0,03125 secondes.
Au premier cycle, comme pour une dynamique, il y a création de
24 images matricielles successives durant chacune 0,03125 sec.
L'E.C.G. sert de repère. C'est lui qui indique à la machine
qu'un nouveau battement cardiaque à débuté et permet
l'enregistrement d'une nouvelle séquence de 24 images qui sont
additionnées au fur et à mesure aux 24 déjà existantes. Les
événements sont ainsi distribués en fonction de leur position
temporelle à l'intérieur du cycle cardiaque. A chaque
changement de segment temporel l'accumulation d'événements
(coups) se décale d'une image. Ainsi chacune des 24 portions de
battement cardiaque est enregistrée dans une image différente.
C'est par ces ajouts successifs d'information que chaque image
devient interprétable et représente une et une seule portion du
cycle cardiaque.
Cf. Fraction d'éjection ventriculaire
Acquisitions
sequentielles ( Mode Liste )
Cela consiste à réaliser une succession de
" micro-images " (durée inférieure à 1sec).
L'ordinateur va mémoriser les coordonnées x et y de chaque
événement détecté durant la micro-image, ainsi qu'un repère
temporel. On a ainsi une suite d'images instantanées qui
permettront de localiser précisément dans le temps n'importe
quel événement détecté durant l'acquisition.
En plus du repère temporel on peut également inclure un repère
physiologique (E.C.G.)
L'image matricielle est ensuite crée par extraction ou
découpage selon les besoins de l'utilisateur.
Cette technique permet avec la même acquisition, de créer des
images scintigraphiques ayant des paramètres différents (durée
des vues dans une dynamique, choix de cycles E.C.G. pour les
F.E.V. ...) et d'extraire, sous la forme désirée, n'importe
quelle partie de l'acquisition .
L'inconvénient majeur de ce mode est la place occupée en
mémoire par une seule séquence.
Pour voir un d'exemple d'utilisation : Cf. Fraction
d'éjection ventriculaire
© 1998-2011 JMG tous droits reservés