Caméra gamma

La scintigraphie (« scint ») est l’utilisation de caméras gamma pour capturer le rayonnement émis par les radio-isotopes internes afin de créer des images bidimensionnelles .

L'imagerie SPECT (tomographie d'émission monophotonique), utilisée notamment pour les épreuves d'effort cardiaques nucléaires , est réalisée à l'aide de gamma-caméras. Généralement, un, deux ou trois détecteurs (ou têtes) sont lentement mis en rotation autour du patient.

Une caméra gamma est constituée d'un ou plusieurs cristaux plans (ou détecteurs) couplés optiquement à un ensemble de tubes photomultiplicateurs, formant une « tête » montée sur un portique. Ce dernier est relié à un système informatique qui contrôle le fonctionnement de la caméra et assure l'acquisition et l'enregistrement des images. La conception d'une caméra gamma est parfois qualifiée de construction à rayonnement compartimenté.

Le système accumule les événements, ou comptages, de photons gamma absorbés par le cristal de la caméra. On utilise généralement un grand cristal plat d' iodure de sodium dopé au thallium (NaI(Tl)) placé dans un boîtier étanche à la lumière. Cette méthode de capture très efficace des rayons gamma a été découverte en 1944 par Sir Samuel Curran alors qu'il travaillait sur le projet Manhattan à l' université de Californie à Berkeley . Le physicien Robert Hofstadter, lauréat du prix Nobel, a également travaillé sur cette technique en 1948.

Le cristal scintille sous l'effet d'un rayonnement gamma incident. Lorsqu'un photon gamma quitte le patient (ayant reçu une injection de produit pharmaceutique radioactif ), il arrache un électron à un atome d'iode du cristal, et un faible flash lumineux est produit lorsque cet électron retrouve un état d'énergie minimale. Le phénomène initial de l'électron excité est similaire à l' effet photoélectrique et, en particulier avec les rayons gamma, à l' effet Compton . Après l'émission du flash lumineux, celui-ci est détecté. Des tubes photomultiplicateurs (PMT) situés derrière le cristal détectent les flashs de fluorescence (événements), et un ordinateur effectue le comptage. L'ordinateur reconstruit et affiche sur un moniteur une image bidimensionnelle de la densité spatiale relative du comptage. Cette image reconstruite reflète la distribution et la concentration relative des éléments traceurs radioactifs présents dans les organes et les tissus imagés.

Hal Anger a mis au point la première caméra gamma en 1957. Son modèle original, souvent appelé caméra d'Anger, est encore largement utilisé aujourd'hui. La caméra d'Anger utilise des ensembles de photomultiplicateurs (PMT) à tubes électroniques . Chaque tube possède généralement une face exposée d'environ

La localisation de l'interaction entre le rayon gamma et le cristal peut être déterminée par le traitement des signaux de tension provenant des photomultiplicateurs. En termes simples, la localisation est obtenue en pondérant la position de chaque photomultiplicateur par l'intensité de son signal, puis en calculant une position moyenne à partir de ces positions pondérées. La somme totale des tensions de chaque photomultiplicateur, mesurée par un analyseur d'amplitude d'impulsion , est proportionnelle à l'énergie de l'interaction du rayon gamma, permettant ainsi de distinguer différents isotopes ou les photons diffusés des photons directs.

Afin d'obtenir des informations spatiales sur les émissions de rayons gamma d'un sujet d'imagerie (par exemple, les cellules musculaires cardiaques d'une personne ayant absorbé un agent d'imagerie médical radioactif injecté par voie intraveineuse, généralement du thallium-201 ou du technétium-99m ), une méthode de corrélation des photons détectés avec leur point d'origine est nécessaire.

La méthode conventionnelle consiste à placer un collimateur au-dessus du cristal de détection/réseau de photomultiplicateurs (PMT). Le collimateur est constitué d'une épaisse feuille de plomb , généralement d'épaisseur, percée de milliers de trous adjacents. Il existe trois types de collimateurs : basse énergie, moyenne énergie et haute énergie. Lors du passage d'un collimateur basse énergie à un collimateur haute énergie, la taille des trous, l'épaisseur et l'espacement entre les trous augmentent également . À épaisseur d'espacement donnée, la résolution du collimateur diminue avec l'augmentation de son efficacité et de la distance entre la source et le collimateur . L'analyseur d'amplitude d'impulsion détermine la largeur à mi-hauteur (FWHM) qui sélectionne certains photons contribuant à l'image finale, déterminant ainsi la résolution du collimateur

Chaque orifice limite la propagation des photons détectables par le cristal à une forme conique ; la pointe de ce cône se situe au centre de l’axe de chaque orifice et s’étend de la surface du collimateur vers l’extérieur. Cependant, le collimateur est également une source de flou dans l’image ; le plomb n’atténuant pas totalement les photons gamma incidents, une certaine diaphonie peut se produire entre les orifices.

Contrairement à une lentille, comme celle utilisée dans les appareils photo à lumière visible, le collimateur atténue la quasi-totalité (>99 %) des photons incidents et limite ainsi considérablement la sensibilité du système. Une forte intensité de rayonnement est nécessaire pour assurer une exposition suffisante permettant au système de détecter un nombre suffisant de points de scintillation pour former une image.

D'autres méthodes de localisation d'images ( sténopé , collimateur à lamelles rotatives avec CZT ) ont été proposées et testées ; cependant, aucune n'est entrée dans une utilisation clinique courante généralisée.

Les systèmes de caméras les plus performants actuellement conçus permettent de différencier deux sources ponctuelles distinctes de photons gamma situées entre 6 et 12 mm, selon la distance au collimateur, le type de collimateur et le radionucléide utilisé. La résolution spatiale diminue rapidement avec la distance à l'objectif de la caméra. Ceci limite la précision spatiale de l'image informatisée : il s'agit d'une image floue composée de nombreux points de scintillation détectés, mais mal localisés. C'est une limitation majeure pour l'imagerie du muscle cardiaque ; l'épaisseur maximale du muscle cardiaque normal dans le ventricule gauche est d'environ 1,2 cm, et la majeure partie du muscle ventriculaire gauche mesure environ 0,8 cm, étant constamment en mouvement et située en grande partie à plus de 5 cm de l'objectif du collimateur. Pour compenser ce phénomène, les systèmes d'imagerie les plus performants limitent le comptage de la scintillation à une portion du cycle de contraction cardiaque, une technique appelée « gating » (ou synchronisation cardiaque). Cependant, cela réduit encore la sensibilité du système.