WO1992015896A1 - Systeme de gamma-camera a haute sensibilite - Google Patents

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WO1992015896A1
WO1992015896A1 PCT/FR1992/000201 FR9200201W WO9215896A1 WO 1992015896 A1 WO1992015896 A1 WO 1992015896A1 FR 9200201 W FR9200201 W FR 9200201W WO 9215896 A1 WO9215896 A1 WO 9215896A1
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gamma
collimator
detector
camera system
camera
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PCT/FR1992/000201
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Christian Jeanguillaume
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Assistance Publique
Centre National De La Recherche Scientifique
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1642—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using a scintillation crystal and position sensing photodetector arrays, e.g. ANGER cameras
    • G—PHYSICS
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    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1648—Ancillary equipment for scintillation cameras, e.g. reference markers, devices for removing motion artifacts, calibration devices
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/02—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators

Definitions

  • the present invention relates to a high-sensitivity gamma-camera system.
  • Medical diagnosis is making increasing use of medical imaging techniques and, in particular, nuclear medicine. Despite its intrinsic poor image qualities (significant statistical noise and limited resolution), this nuclear imaging technique is irreplaceable because it provides the practitioner, via tracers introduced into the organism to be studied, with dynamic information on the pathophysiology of the organs and functions studied.
  • the collimator eliminates most of the gamma rays emitted by the radioactive source to be explored, keeping only those which are parallel to a given direction.
  • the collimator which is constituted by a material absorbing gamma radiation, such as lead, is pierced with a large number of orifices of very reduced diameter whose axes define the direction of projection for the formation of the image.
  • the collimator has a thickness of about 53 mm and has holes with a hexagonal section of half-width 1.3 mm.
  • the collimator therefore makes it possible to obtain an image projected in the direction defined by the orifices of the collimator by transforming the anarchic proliferation of the omnidirectional gamma rays emitted by the different points of the source into a latent monodirectional image.
  • the detector part of the camera located behind the collimator essentially consists of a scintillator for convert gamma rays into photons and a photodetector system to convert the photons emitted by the scintillator into electrical pulses.
  • the detecting part transforms the latent gamma image into a visible image.
  • the collimator has hardly evolved, remaining in principle a medium absorbing gamma radiation drilled with a multitude of holes as already indicated.
  • the collimator limits the performance of current cameras.
  • the resolution with the collimator is no more than 10 mm and the yield is reduced by a factor of 10 ⁇ .
  • the presence of the type of collimator described above further imposes a draconian compromise between the two factors constituted by the resolution and the performance of the camera. This arrangement also results in a significant degradation of the resolution with the distance between the source, that is to say the organ to be observed, and the input of the camera.
  • an object of the present invention is to provide a gamma camera and, in particular, a new gamma camera collimator which makes it possible to increase the sensitivity of the device by a factor of up to 100.
  • the high-sensitivity gamma-camera system comprises a gamma-camera comprising a collimator, a detector having an intrinsic resolution placed behind the collimator to convert the gamma rays which, having passed through the collimator , strike each point of the detector, in electrical signals and to give a indication of the location of the point of impact of the emitted gamma ray and an assembly for processing electrical signals to develop an image of the emitter of gamma radiation, and means for moving said gamma-camera in successive steps, and it is characterized by that the collimator comprises at least one orifice, the cross section of which near said detector has a dimension greater than the intrinsic resolution of the detector, in that the displacement step of the gamma-camera is of the order of magnitude of the resolution sought and in that the processing means comprise means for memorizing the electrical signals collected with their location information for each position of the gamma-camera and a processing assembly for processing the information thus memorized in
  • the orifice (s) have a cross section having a large dimension at least equal to twice the intrinsic resolution of the detector. It is understood that thus through the collimator, the scintillator crystal or the detector material will receive for each point of the source emitting gamma radiation not only the only radiation emitted in a given direction but all of the radiation emitted in a solid angle substantially defined by the position of the source and the opening of the orifice or orifices provided in the collimator and this for each position of the gamma camera. Thus, the number of photons collected is much higher than in the case of gamma-cameras with parallel collimator.
  • this technique by suitable processing of the various information received, makes it possible to reconstruct an image in the space of the gamma emission source and no longer, as with the prior techniques, a plane image corresponding to a projection of the object forming the source in a given direction defined by the axes of the holes drilled in the collimator.
  • FIG. 1 is a simplified diagram of the entire gamma-camera system
  • FIG. 2a, 2b, 2c and 2d schematically illustrate the principle of detection as a function of the position of the detector relative to the object to be observed for an elementary plane acquisition
  • FIG. 3 shows in simplified manner, in section through a vertical plane, a simple embodiment of a collimator with a single hole and the tracking mode used in this description;
  • FIGS. 4a and 4b are diagrams showing the parameters taken into account to establish the basic equations of the operation of the gamma-camera according to the invention.
  • FIG. 5 is a simplified perspective view illustrating the acquisition of information corresponding to two point sources of gamma radiation in a vertical plane
  • FIG. 6 shows in perspective, in a conventional form, the nature of the signals collected before processing corresponding to the two point sources shown in Figure 5;
  • FIG. 7 is a perspective view showing the signals obtained after a first phase of processing the signals delivered by the gamma-camera
  • FIG. 8 is a vertical sectional view of a first practical embodiment of the gamma camera
  • Figure 9 is a plan view of the collimator of Figure 8.
  • FIG. 10 is a simplified diagram illustrating the limits of the resolution caused by the thickness of the scintillator crystal: - Figure 11 is a simplified view in vertical section of a second embodiment of the range camera to avoid the drawbacks illustrated in Figure 10;
  • FIG. 12 is a vertical sectional view of an alternative embodiment of the orifice in the collimator
  • FIG. 13 is a simplified view of a collimator usable with high energy gamma emitters
  • - Figure 14 illustrates a tomographic method to improve the reconstruction of the function P (x, y, z);
  • - Figures 15 to 17 illustrate another embodiment of the collimator in the case where it is fixed relative to the gamma-camera;
  • the invention uses the gamma rays emitted no longer in a single direction but in a solid angle of substantial magnitude.
  • the cross section of each hole near the detector is greater than the intrinsic resolution of the detector, which may be of the order of 3 mm.
  • Spatial information degraded by the large dimensions of the orifice or orifices of the collimator is coded by a displacement of the system constituted by the collimator and the detector with respect to the radioactive source so as to explore the entire surface to be analyzed with a step at least of the same order of magnitude as the resolution sought.
  • the different information successively collected by the scintillator crystal and the photo-multipliers are processed to reconstruct the image from these data.
  • the method described briefly above can be compared to the principle used in transverse axial tomography.
  • the spatial depth information is coded by a movement of the detector and reconstructed secondarily by a processing, in particular computer.
  • the movement is used to code the planar information in the plane of the detector and the collimator codes the spatial information of depth, that is to say in the direction perpendicular to the plan of the detector.
  • Diagrams 2a to 2d illustrate this coding mode.
  • the object to be detected 20 which emits gamma rays and the mobile detector 22 has been represented diagrammatically.
  • the arrow F gives the direction of relative movement of the detector 22 with respect to the object 20.
  • the different positions C .. are represented schematically occupied successively by the detector 22.
  • NxN positions of the detector 22 if i and j vary from 0 â N.
  • FIG. 2c it has been shown that the detector 22 and more precisely its scintillator make it possible to define elementary detection surfaces or pixel p. ,.
  • the detector 22 thus defines nxn pixels si and 1 vary from 0 to n.
  • the different positions of the detector 22 are symbolically combined, each represented by a cone 24 and for each detector position the different pixels p. ,.
  • If we take the parallel with the transverse axial tomography which consists in acquiring a series of images taken under different angles constituting a set of three-dimensional numbers to also reconstruct a set of three-dimensional numbers (corresponding to the radioactive density in the case of emission tomography). In the present case, it is from a four-dimensional acquisition that a three-dimensional object is reconstructed.
  • Image reconstruction problems are solvable if more data are obtained than numbers to be calculated.
  • Several calculation methods can then be used.
  • the reconstruction of tomographic images a distinction is made for example between the resolution of the linear system by direct or iterative method, the optimization methods of the maximum likelihood search type and the so-called filtered backprojection method. This last method is the most used because it is fast and limits as much as possible the propagation and the amplification of the errors.
  • an additive method known as summation-offset which, like filtered back projection, makes it possible to use in an additive manner all the data obtained relating to a given point of the object to be analyzed, this which thus ensures the full efficiency of the detector output by using a greater part of the number of gamma photons emitted by the source than in the case of a conventional gamma camera.
  • Figure 1 shows in a simplified form the whole gamma-camera system.
  • the object to be examined is represented by 30, which can, for example, be an organ of a patient into which a gamma-ray emitting tracer has been injected.
  • the gamma-camera 32 constituted, as is well known, successively by a collimator 34, and a detector constituted, in the example shown in FIG. 1, by a scintillator device 36 and a photo-multiplier unit 38.
  • the whole gamma-camera? 32 can be moved relative to the object 30, for example using a drive device shown diagrammatically by the reference 40.
  • the drive device 40 makes it possible to move the gamma-camera in a "horizontal" plane marked by the axes xx 'and zz' in order to scan the whole of the object 30 as will be explained later. It suffices to remember that the drive device 40 is capable of moving the gamma-camera 32 in successive predetermined steps of the order of magnitude of the resolution sought.
  • a succession of electrical signals is obtained representative of the point of impact of the photons on the input face of the scintillator. These signals are therefore representative as a first approximation of the x and z coordinates of the points of impact of the gamma rays for each position of the gamma-camera.
  • the position signals are applied to an information processing unit 42 which may advantageously be computer hardware. There is shown schematically by 44 a part of the random access memory of the computer means 42.
  • the control circuit of the drive means 40 is referenced 46, this control circuit 46 receiving instructions from the computer means 42.
  • FIGS. 3 to 7 of the signal processing mode As already indicated and in order to simplify the description of the invention, a description will be made with particular reference to FIGS. 3 to 7 of the signal processing mode and the acquisition of the information using a gamma-camera assumed to be linear and making it possible to obtain the image of two point emitting sources A and B.
  • FIG. 3 the object is represented diagrammatically
  • the collimator 34 has a single frusto-conical orifice 50.
  • the position of the gamma-camera 32 is identified with respect to a system of axes "horizontal""and0Y" vertical ", that is to say more precisely perpendicular to the line of displacement of the gamma-camera.
  • the orifice 50 has a diameter 1 and, at its exit, that is to say at the level of the entry face 36a of the scintillator 36, the orifice has a diameter equal to L As already indicated, 1 is greater than the intrinsic resolution of the scintillator 36 and, preferably, greater than twice this resolution.
  • the distance between the entry face of the collimator 34 and the entry face 36a of the scintillator crystal is equal to p. It is thus understood that a point M of the object 30 to be observed is represented by the coordinates x, y while a point N of the entry face of the scintillator crystal is identified by the coordinates K, ( ⁇ .
  • the acquisition, using the gamma camera 32 ′ assumed to be linear, of the gamma radiation emitted by two point sources A and B will be described.
  • the edge of the object of thickness dz, the point B being arranged in the plane of the input face of the collimator, that is to say at the distance p from the input face of the detector and having as abscissa x the value 90 while point A has as abscissa 50 and as ordinate p + 64.
  • FIGS. 4a and 4b provide a better understanding of the determination of the integration terminals in x in order to determine the set of gamma rays received by the detector during the displacement of the gamma-camera in the direction ( ⁇ . These terminals correspond to the following expressions :
  • the integration terminals at y are p and T- si: is the value of y corresponding to the point of the object 30 furthest from the input face of the gamma-camera.
  • the factor cos ⁇ / d represents the distance from the Lambert law, 0 being the angle of inclination of the ray relative to the surface 36a of the detection crystal.
  • the processing performed by the computer system 40 therefore consists, from all the values of g for the different successive positions of the collimator and which are acquired in the memory 42, in determining the value of O for the different values x, y .
  • FIG. 6 represents in perspective the response of the detector respectively to the gamma ray emitted by the point source B and by the point source A in the space identified by the coordinates "x and if * and by l axis I on which are plotted the numbers of impacts received by the detector.
  • the response of the detector to source B is a niche function in ** • •. which does not
  • the processing of the information collected in the memory by the detector consists in carrying out an offset summation. More precisely, we shift the responses g (» ⁇ ) taken for different positions of the detector, that is to say for different values of as a function of a new parameter - To do this, we change the variable
  • the first method consists in making several acquisitions with holes of different shapes. Holes with axes inclined with respect to the plane of the collimator can be used for this purpose.
  • the other scanning planes which can be identified by the dihedral which they form with the reference plane Po. for example, the dihedral between two successive scanning planes can be of the order of 30 degrees, which corresponds to 12 scanning planes to go all around the object to be observed. If the index of a collimator hole and / or the plane tilt angle (P) corresponding to a given plane scan is called, for each value of c. we obtain the following linear system, in Fourier space: s, tr In this expression s and r depend on the parameter ⁇ , that is to say on the scanning plane or the hole considered, but the function t sought is independent
  • Figures 8 and 9 show a first embodiment in which the gamma camera comprises a plane detection crystal.
  • the collimator 70 has the shape of a disc pierced with regularly distributed orifices 72, these orifices having a large diameter in the sense defined above.
  • Each orifice 72 has a frusto-conical shape.
  • FIG. 8 also shows the shielding 76 of the gamma camera, as well as the scintillator crystal 78 placed behind the collimator 70, a light guide 80 and a set of photo-multipliers 82. It is thus understood that, with respect to â the detection part of the gamma-camera formed by the scintillator crystal and the photomultipliers, the collimator 70 rotates around the axis 74.
  • the gamma-camera as a whole is subjected to a movement of movement in translation possibly in different planes if an inclination of the scanning plane is required.
  • the coordinate ⁇ corresponds in fact to the combination of two displacements consisting on the one hand in the overall translational movement of the gamma- camera and in the rotational movement of the collimator around its axis 74 to achieve the different positions Cij.
  • the step resulting from the displacement is of the order of magnitude of the desired resolution.
  • the axes 72 ′ of the orifices 72 are inclined relative to the axis of rotation 74 of the collimator 70.
  • the orifices could be frusto-conical or cylindrical, or a combination of these two forms, with axes parallel to the axis of rotation 74.
  • the orifices may have a hexagonal cross section.
  • a space can separate the exit face of the collimator 70a from the entry face 78a of the crystal. This arrangement is very different from Anger's camera. Indeed in the latter such an arrangement would cause blurring on the image.
  • the reconstruction algorithm accommodates it very well, and we can therefore arrange a spacing to enlarge the radiant image collected by the crystal. This makes it possible to adjust the pixel size (and the object resolution) with the intrinsic resolution of the detector. It is indeed essential to have enough elementary data to allow the reconstruction of the entire volume located under the device, hence a ratio between the number of pixels acquired and the number of voxels (elementary volumes) sufficient.
  • the rest of the device is similar to a classic Anger camera. Except that it will of course be necessary to take care of the counting dynamics, the increase in sensitivity having to lead to a rate of increased counting.
  • a preliminary calculation would give for a collimator of 95 mm thickness, with 271 holes of 14 mm radius separated by 1 mm and an intrinsic resolution of 3 mm (resolution at the level of the detector), a resolution of 10 mm to 100 mm depth in the object and a sensitivity greater than 7 10 for a cubic source of 200 mm of edges.
  • a conventional parallel-hole collimator having the same resolution at the level of the object requires 32,000 hexagonal holes 1.3 mm in half width, 53 mm in depth and partitions 0.2 mm in thickness.
  • the large-width orifices have a dimension greater than the intrinsic resolution of the detector and, preferably, greater than twice this resolution near the entry face of the detector.
  • the entry face of a the collimator orifice has a diameter or a large dimension, preferably at least equal to 5 millimeters.
  • FIG. 10 illustrates this problem.
  • This figure shows a collimator 70 having a single cylindrical hole 72 of radius r, the thickness of the collimator always being equal to p.
  • the scintillator crystal 78 is also shown, the input face 78a of which is located at the distance h from the collimator 70 and which has a thickness e.
  • the two extreme radii defined by the edges of the hole 72 have been represented by R 1 and R 2.
  • a solution illustrated in FIG. 11 consists in using a gamma-camera with a detector in the portion of a spherical cap.
  • the collimator 81 with a single hole 83 is connected to an external shielding 84.
  • the hole 83 is of frustoconical shape.
  • the scintillator 86 has an entry face 86a in the form of a spherical cap, the axis of which coincides with that of the orifice 83.
  • the scintillator is for example formed by scintillating optical fibers marketed by the CEA.
  • the gamma-camera comprises photomultipliers 88 also placed on a spherical cap and coupled to the scintillator 86 by a light guide 90.
  • the input face 86a of the scintillator 86 defines as many spherical caps as there are holes, each spherical cap having an axis of symmetry coincident with that of the corresponding hole.
  • Figure 12 shows an alternative embodiment for optimizing the sensitivity resolution resolution of the device.
  • the collimator 100 has a frustoconical orifice 102 which widens towards the curved scintillator crystal 104.
  • the angle ⁇ defining the intrinsic resolution of the detector which is limited by the edge of the orifice 102 opening into the face 100a, has a reduced value while the angle Y defining the sensitivity, which is limited by the edge of the orifice 102 opening into the face 100b of the collimator can be made maximum.
  • a scintillating crystal of spherical shape (with 3 mm of intrinsic resolution); you can get a resolution of 5 mm to 100 mm deep in
  • Figure 13 shows a preferred embodiment of the collimator.
  • the optimal geometry of the orifice 112 of the collimator 110 is of circular section, the assembly having the shape of a portion of torus 116. With such a configuration the thickness of the absorbent medium increases very rapidly as soon as one s' away from the hole, and this increase does not depend on the angle of incidence of the ray.
  • the gamma-camera detector consists of the combination of a scintillator crystal and photomultipliers. It goes without saying that we would not depart from the invention if the photomultipliers were replaced by other photon / electrical pulse converters such as charge transfer devices.
  • the detector were constituted by a component allowing direct gamma ray / electrical pulse conversion, for example certain types of semiconductors (photodiodes or charge transfer device) or spark chambers .
  • the intrinsic resolution of the detector is very significantly improved.
  • 15 to 18 illustrate another embodiment of the camera and, more particularly, of the arrangement of the orifices in the collimator which makes it possible to have only a linear movement of the camera, the collimator being fixed relative to the body of the camera, while ensuring the equivalent of a suitable two-dimensional scanning.
  • the collimator is fixed relative to the body of the camera and it is only the whole of the camera which is moved.
  • the holes are arranged in a particular way as shown in FIG. 15.
  • the holes 120 formed in the collimator 122 are preferably arranged in a compact hexagonal arrangement.
  • the centers of the holes 120 aligned on the same straight line D1 make an angle with the direction D of movement of the camera.
  • the angle ja is such that the distance between the centers Cl, C2 of two consecutive holes in the direction perpendicular to the direction of displacement D is equal to the pitch m of displacement of the gamma camera which is of the order of magnitude of the desired resolution.
  • the holes 120 are not shown in a compact hexagonal configuration.
  • FIG. 16 shows the initial position of the holes 120 and their position after a displacement of the camera of the pitch m. It is understood that, as soon as the gamma-camera has been displaced by a length L1 equal to the period of the system created by the holes 120 of the collimator 122, the apparatus is generally displaced by a length L1, then the scanning in steps m is repeated over the following period.
  • FIG. 17 shows the successive positions occupied by the holes 120 during scanning in the direction D.
  • FIG. 18 shows a compact hexagonal arrangement of the holes 120 of the collimator 122.
  • the holes of the same line are offset by a pitch m.
  • the information collected by the two sets of holes 120 and 124 must be treated as described on page 14, certain values of the parameter ⁇ & corresponding to a first series of holes 120 and the other values of the parameter corresponding to the second series of holes. holes 124. It goes without saying that there could be more than two sets of holes.
  • the detector is preferably rectangular.
  • the orifices may have a hexagonal cross section, the centers of symmetry of the orifices being aligned on straight lines making with the direction of movement D the angle already mentioned.

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Abstract

L'invention concerne une gamma caméra à haute sensibilité, notamment utilisable en médecine nucléaire. La gamma caméra (32) comprend un collimateur (34) présentant des orifices de grandes dimensions et un détecteur (36, 38) pour convertir les photons gamma en impulsions électriques. Les impulsions électriques correspondant aux différentes positions de la gamma caméra (système de déplacement 40) sont traitées par les circuits (42, 44) pour reconstruire la densité de rayonnement η (x, y, z) émis par l'objet (30) observé.

Description

SYSTEME DE GAHHA-CAMERA A HAUTE SENSIBILITE
La présente invention a pour objet un système de gamma-caméra à haute sensibilité. Le diagnostic médical fait de plus en plus appel aux techniques d'imagerie médicale et, notamment, â la médecine nucléaire. Malgré ses qualités intrinsèques d'image médiocres (important bruit statistique et résolution limitée) , cette technique d'imagerie nucléaire est irremplaçable car elle apporte au praticien, par l'intermédiaire de traceurs introduits dans l'organisme à étudier, des renseignements dynamiques sur la physiopathologie des organes et des fonctions étudiées.
Actuellement, la médecine nucléaire utilise essentielle¬ ment les caméras du type Anger ou gamma-caméras qui permettent d'obtenir directement une image en projection plane de la répartition d'une substance radio-active, ou traceur, êmettrice de rayonnement gamma. Le brevet américain 3 011 057 décrit le principe de fonctionnement de telles caméras. On peut schêmati- quemeπt diviser l'appareil en deux parties : le collimateur et le détecteur. Le collimateur élimine la plupart des rayons gamma émis par la source radio-active â explorer pour ne conserver que ceux qui sont parallèles à une direction donnée. Pour cela le collimateur qui est constitué par un matériau absorbant du rayonnement gamma, tel que le plomb, est percé d'un grand nombre d'orifices de diamètre très réduit dont les axes définissent la direction de projection pour la formation de l'image. Typiquement, le collimateur a une épaisseur de l'ordre de 53 mm et comporte des trous â section hexagonale de demi-largeur 1,3 mm.
Le collimateur permet donc d'obtenir une image projetée selon la direction définie par les orifices du collimateur en transformant le foisonnement anarchique des rayons gamma omnidirectionnels émis par les différents points de la source en une image latente monodirectionnelle.
La partie détecteur de la caméra disposée derrière le collimateur se compose essentiellement d'un scintillateur pour convertir les rayons gamma en photons et d'un système de photodêtecteurs pour convertir les photons émis par le scintillateur en impulsions électriques. Ainsi, la partie détectrice transforme l'image latente gamma en une image visible. En d'autres termes, il existe, en première approximation, une relation bi-univoque entre une ligne de points de l'objet émetteur gamma disposés sur une même perpendiculaire au plan du collimateur et le point d'impact du ou des photons s'il existe, émis par cette ligne de l'objet observé, sur le photo-scintillateur.
Si de nombreux perfectionnements ont été apportés à la partie détecteur de la caméra d'Anger pour augmenter sa résolution et diminuer ces distorsions et ces inhomogénêités de champ, le collimateur lui n'a que peu évolué restant dans son principe un milieu absorbant du rayonnement gamma percé d'une multitude de trous comme on l'a déjà indiqué. C'est pourtant le collimateur qui limite les performances des caméras actuelles. Ainsi, avec une résolution intrinsèque au niveau du cristal scintillateur de l'ordre de 4 mm, la résolution avec le collimateur n'est plus que de 10 mm et le rendement est diminué d'un facteur 10~ . La présence du type de collimateur décrit ci-dessus impose de plus un compromis draconien entre les deux facteurs constitués par la résolution et le rendement de la caméra. Cette disposition entraîne également une dégradation importante de la résolution avec la distance entre la source, c'est-à-dire l'organe à observer, et l'entrée de la caméra.
Pour remédier à ces inconvénients, un objet de la présente invention est de fournir une gamma-caméra et, notamment, un nouveau collimateur de gamma-caméra qui permette d'augmenter la sensibilité de l'appareil d'un facteur pouvant aller jusqu'à 100.
Pour atteindre ce but, le système de gamma-caméra à haute sensibilité, selon l'invention, comprend une gamma-caméra comportant un collimateur, un détecteur présentant une résolution intrinsèque disposé derrière le collimateur pour convertir les rayons gamma qui, ayant traversé le collimateur, frappent chaque point du détecteur, en signaux électriques et pour donner une indication de localisation du point d'impact du rayon gamma émis et un ensemble de traitement des signaux électriques pour élaborer une image de l'émetteur de rayonnement gamma, et des moyens pour déplacer par pas successifs ladite gamma-caméra, et il se caractérise en ce que le collimateur comprend au moins un orifice dont la section droite à proximité dudit détecteur a une dimension supérieure â la résolution intrinsèque du détecteur, en ce que le pas de déplacement de la gamma-caméra est de l'ordre de grandeur de la résolution recherchée et en ce que les moyens de traitement comprennent des moyens pour mémoriser les signaux électriques recueillis avec leurs informations de localisation pour chaque position de la gamma-caméra et un ensemble de traitement pour traiter les informations ainsi mémorisées afin de reconstituer une fonction de densité de rayonnement émis de la forme : P (x,y,z) pour les coordonnées spatiales x, y et z correspondant au pas choisi.
De préférence, le ou les orifices présentent une section droite ayant une grande dimension au moins égale à deux fois la résolution intrinsèque du détecteur. On comprend qu'ainsi â travers le collimateur, le cristal scintillateur ou le matériau détecteur va recevoir pour chaque point de la source émettrice de rayonnement gamma non pas le seul rayonnement émis selon une direction donnée mais l'ensemble du rayonnement émis dans un angle solide sensiblement défini par la position de la source et l'ouverture de l'orifice ou des orifices ménagés dans le collimateur et cela pour chaque position de la gamma caméra. Ainsi, le nombre de photons recueillis est beaucoup plus élevé que dans le cas des gamma-caméras â collimateur parallèle. En outre, cette technique, par un traitement convenable des différentes informations reçues, permet de reconstituer une image dans l'espace de la source d'émission gamma et non plus, comme avec les techniques antérieures une image plane correspondant à une projection de l'objet formant la source selon une direction donnée définie par les axes des orifices percés dans le collimateur. D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention apparaîtront plus clairement à la lecture de la description qui suit de plusieurs modes de réalisation de l'invention donnés â titre d'exemples non limitatifs. La description se réfère aux figures annexées sur lesquelles :
- la figure 1 est un schéma simplifié de l'ensemble du système de gamma-caméra ;
- les figures 2a, 2b, 2c et 2d illustrent de façon schématique le principe de détection en fonction de la position du détecteur par rapport â l'objet â observer pour une acquisition plane élémentaire ;
- la figure 3 montre de façon simplifiée, en coupe par un plan vertical, une forme simple de réalisation d'un collimateur à un seul trou et le mode de repérage utilisé dans la présente description ;
- les figures 4a et 4b sont des schémas montrant les paramètres pris en compte pour établir les équations de base du fonctionnement de la gamma-caméra selon l'invention ;
- la figure 5 est une vue simplifiée en perspective illustrant l'acquisition des informations correspondant à deux sources ponctuelles de rayonnement gamma selon un plan vertical ;
- la figure 6 montre en perspective, sous une forme conventionelle, la nature des signaux recueillis avant traitement correspondant aux deux sources ponctuelles montrées sur la figure 5 ;
- la figure 7 est une vue en perspective montrant les signaux obtenus après une première phase de traitement des signaux délivrés par la gamma-caméra ;
- la figure 8 est une vue en coupe verticale d'un premier mode de réalisation pratique de la gamma-caméra ;
- la figure 9 est une vue en plan du collimateur de la figure 8 ;
- la figure 10 est un schéma simplifié illustrant les limites de la résolution provoquée par l'épaisseur du cristal scintillateur : - la figure 11 est une vue simplifiée en coupe verticale d'un deuxième mode de réalisation de la gamme-caméra permettant d'éviter les inconvénients illustrés par la figure 10 ;
- la figure 12 est une vue en coupe verticale d'une variante de réalisation de l'orifice ménagé dans le collimateur ;
- la figure 13 est une vue simplifiée d'un collimateur utilisable avec des émetteurs gamma de haute énergie ;
- la figure 14 illustre une méthode tomographique pour améliorer la reconstruction de la fonction P(x,y,z) ; - les figures 15 à 17 illustrent un autre mode de réalisation du collimateur dans le cas où celui-ci est fixe par rapport à la gamma-caméra ; et
- la figure 18 illustre une variante du mode de réalisation des figures 15 à 17. Avant de décrire en détails plusieurs modes de réalisation de l'invention, on va en exposer ci-après brièvement le principe de base.
Pour améliorer les performances des gamma-caméras, l'invention utilise les rayons gamma émis non plus dans une direction unique mais dans un angle solide de grandeur conséquente.
On obtient cet effet grâce à un collimateur composé d'au moins un trou cylindrique ou conique de grande dimension, typiquement supérieure à 1 cm, suffisant pour augmenter la sensibilité d'un
2 facteur 10 . Plus généralement, la section droite de chaque trou à proximité du détecteur est supérieure â la résolution intrinsèque du détecteur, celle-ci pouvant être de l'ordre de 3 mm. L'information spatiale dégradée par les fortes dimensions de l'orifice ou des orifices du collimateur est codée par un déplacement du système constitué par le collimateur et le détecteur par rapport â la source radio-active de façon â explorer toute la surface â analyser avec un pas au moins du même ordre de grandeur que la résolution recherchée. Les différentes informations recueillies successivement par le cristal scintillateur et les photo-multiplicateurs sont traitées pour reconstituer l'image à partir de ces données. Le procédé décrit brièvement ci-dessus peut être rapproché du principe utilisé dans la tomographie axiale transverse. Dans cette technique, l'information spatiale de profondeur est codée par un mouvement du détecteur et reconstituée secondairement par un traitement, notamment informatique. De façon très simplifiée, dans la technique décrite ci-dessus, le mouvement sert à coder l'information planaire dans le plan du détecteur et le collimateur code l'information spatiale de profondeur, c'est-à-dire selon la direction perpendiculaire au plan du détecteur. Avec un tel type d'acquisition de données, on obtient un ensemble de données à quatre dimensions : deux données spatiales relatives à la position de l'ensemble détecteur collima¬ teur par rapport à l'objet supposé fixe et deux coordonnées spatiales donnant la position du pixel sur le détecteur ayant reçu le photon.
Les schémas 2a â 2d illustrent ce mode de codage. Sur la figure 2a, on a représenté schématiquement l'objet â détecter 20 qui émet les rayons gamma et le détecteur mobile 22. La flèche F donne la direction du déplacement relatif du détecteur 22 par rapport â l'objet 20. Sur la surface S symbolisant l'interface entre les différentes positions du détecteur et l'objet 20 à analyser, on a représenté schématiquement les différentes positions C.. occupées successivement par le détecteur 22. On a ainsi NxN positions du détecteur 22 si i et j varient de 0 â N. Par ailleurs sur la figure 2c, on a montré que le détecteur 22 et plus précisément son scintillateur permettent de définir des surfaces élémentaires de détection ou pixel p. , . Le détecteur 22 définit ainsi nxn pixels si et 1 varient de 0 à n. Sur la figure 2d, on a combiné symboliquement les différentes positions du détecteur 22 représentées chacune par un cône 24 et pour chaque position de détecteur les différents pixels p. , . On obtient ainsi un ensemble de données formant une matrice de nombre a 4 dimensions â partir de laquelle on recherche l'objet à étudier pour les coordonnées x, y, z des différents points de la source êmettrice. Si l'on reprend le parallèle avec la tomographie axiale transverse qui consiste â acquérir une série d'images prises sous différents angles constituant un ensemble de nombres â trois dimensions pour reconstituer également un ensemble de nombres â trois dimensions (correspondant â la densité radio-active dans le cas de la tomographie d'émission). Dans le cas présent, c'est à partir d'une acquisition â quatre dimensions que l'on reconstruit un objet â trois dimensions.
Les problèmes de reconstitution d'images sont solubles si on obtient plus de données que de nombres à calculer. Plusieurs méthodes de calcul peuvent alors être utilisées. En ce qui concerne la reconstruction d'images tomographiques, on distingue par exemple la résolution du système linéaire par méthode directe ou itérative, les méthodes d'optimisation du type recherche du maximum de vraisemblance et la méthode dite de rétropro ection filtrée. Cette dernière méthode est la plus employée car elle est rapide et limite autant que possible la propagation et l'amplification des erreurs.
Selon la présente invention, il a été développé une méthode additive dite de sommation-décalage qui, comme la rétro¬ projection filtrée, permet d'utiliser de façon additive toutes les données obtenues relatives â un point donné de l'objet â analyser, ce qui assure ainsi la pleine efficacité du rendement du détecteur en utilisant une plus grande partie du nombre de photons gamma émis par la source que dans le cas d'une gamma-caméra classique.
Dans la description qui suit, afin d'alléger les formules et les explications et pour permettre de donner une représentation graphique des phénomènes intervenants, on s'est limité à une acquisition réduite obtenue par un détecteur supposé linéaire se déplaçant selon une direction pour étudier un plan de l'objet. Cette réduction de l'espace de travail n'apporte aucune simplification dans le principe du traitement et la méthode qui va être exposée est aisément transposable dans le cas général précédemment cité, c'est-à-dire dans le cas d'un objet à trois dimensions.
La figure 1 montre sous une forme simplifiée l'ensemble du système de gamma-caméra. On a représenté par 30 l'objet à examiner qui peut, par exemple, être un organe d'un patient dans lequel on a injecté un traceur émetteur de rayons gamma. En face de l'objet 30, on trouve la gamma-caméra 32 constituée, comme cela est bien connu, successivement par un collimateur 34, et un détecteur constitué, dans l'exemple représenté sur la figure 1, par un dispositif scintillateur 36 et un ensemble photo-multiplicateur 38. L'ensemble de la gamma-camér? 32 peut être déplacé par rapport à l'objet 30, par exemple â l'aide d'un dispositif d'entraînement schématisé par la référence 40. Le dispositif d'entraînement 40 permet de déplacer la gamma-caméra dans un plan "horizontal" repéré par les axes xx' et zz' afin de balayer l'ensemble de l'objet 30 comme on l'expliquera ultérieurement. Il suffit de retenir que le dispositif d'entraînement 40 est capable de déplacer la gamma-caméra 32 par pas successifs prédéterminés de l'ordre de grandeur de la résolution recherchée.
A la sortie de l'ensemble photo-multiplicateur 38, on obtient une succession de signaux électriques représentatifs du point d'impact des photons sur la face d'entrée du scintillateur. Ces signaux sont donc représentatifs en première approximation des coordonnées x et z des points d'impact des rayons gamma pour chaque position de la gamma-caméra. Les signaux de position sont appliqués â un ensemble de traitement d'informations 42 qui peut être avantageusement un matériel informatique. On a représenté schématiquement par 44 une partie de la mémoire vive des moyens informatiques 42. En outre, on a référencé 46 le circuit de commande des moyens d'entraînement 40, ce circuit de commande 46 recevant des instructions des moyens informatiques 42.
Comme on l'a déjà indiqué et afin de simplifier l'exposé de l'invention, on va décrire en se référant plus particulièrement aux figures 3 à 7 le mode de traitement du signal et l'acquisition des informations â l'aide d'une gamma-caméra supposée linéaire et permettant d'obtenir l'image de deux sources émettrices ponctuelles A et B. Sur la figure 3, on a représenté schématiquement l'objet
30 à inspecter, le collimateur 34 et le cristal scintillateur 36 de la gamma-caméra. Dans ce mode de réalisation simplifié, le collimateur 34 comporte un seul orifice troncônique 50. Pour les besoins de l'explication de l'invention, la position de la gamma-caméra 32 est repérée par rapport â un système d'axes 0X "horizontal" et 0Y "vertical", c'est-à-dire plus précisément perpendiculaire â la ligne de déplacement de la gamma-caméra. On repère un point du cristal scintillateur 36 par les coordonnées du point N exprimé en fonction de Λ qui est la valeur de x correspon¬ dant au point médian 0' du cristal et \f qui représente l'abscisse du point N considéré par rapport â l'origine 0'. Par ailleurs, à son entrée, l'orifice 50 présente un diamètre 1 et, à sa sortie, c'est-à-dire au niveau de la face d'entrée 36a du scintillateur 36, l'orifice a un diamètre égal â L. Comme on l'a déjà indique 1 est supérieure à la résolution intrinsèque du scintillateur 36 et, de préférence, supérieure â deux fois cette résolution. En outre, la distance entre la face d'entrée du collimateur 34 et la face d'entrée 36a du cristal scintillateur est égal à p. On comprend ainsi qu'un point M de l'objet 30 à observer est représenté par les coordonnées x, y alors qu'un point N de la face d'entrée du cristal scintillateur est repéré par les coordonnées K, (^.
Afin de mieux faire comprendre l'invention, en se référant à la figure 5, on va décrire l'acquisition, â l'aide de la gamma-caméra 32' supposée linéaire, du rayonnement gamma émis par deux sources ponctuelles A et B dans la tranche de l'objet d'épaisseur dz, le point B étant disposé dans le plan de la face d'entrée du collimateur, c'est-à-dire à la distance p de la face d'entrée du détecteur et ayant comme abscisse x la valeur 90 alors que le point A a comme abscisse 50 et comme ordonnée p+64.
Les figures 4a et 4b permettent de mieux comprendre la détermination des bornes d'intégration en x pour déterminer l'ensemble des rayons gamma reçus par le détecteur lors du déplacement de la gamma-caméra selon la direction (Λ . Ces bornes correspondent aux expressions suivantes :
Figure imgf000011_0001
En outre, les bornes d'intégration en y sont p etT- si : est la valeur de y correspondant au point de l'objet 30 le plus éloigné de la face d'entrée de la gamma-caméra.
Si on appelle (x,y) la densité de source radio-active la réponse du système de détection que l'on appellera g(„,/". est donnée par :
9 (fl.fr-) = ΘΛT), (x.y)dxdy (1)
Figure imgf000012_0001
2 Dans cette expression, le facteur cosθ/d représente le terme d'éloignement de la loi de Lambert, 0 étant l'angle d'inclinaison du rayon par rapport â la surface 36a du cristal de détection. Pour simplifier les raisonnements, dans les formules ultérieures on peut considérer comme constant le terme en 2 cosθ/d qui, dans le cas d'un collimateur dont l'orifice est plus profond que large, ne présente que de faibles variations. De plus, cette approximation n'apporte aucun changement important dans le principe du traitement.
Le traitement effectué par le système informatique 40 consiste donc, à partir de l'ensemble des valeurs de g pour les différentes positions successives du collimateur et qui sont acquises dans la mémoire 42, à déterminer la valeur de O pour les différentes valeurs x, y.
Il suffit donc d'inverser l'équation intégrale pour obtenir l'expressionp (x, y) à partir de la réponse du détecteur
Figure imgf000012_0002
On va décrire ci-après une méthode préférée de résolution de cette équation.
Afin de mieux faire comprendre cette méthode, la figure 6 représente en perspective la réponse du détecteur respectivement au rayon gamma émis par la source ponctuelle B et par la source ponctuelle A dans l'espace repéré par les coordonnées"x et if* et par l'axe I sur lequel sont portées les nombres des impacts reçus par le détecteur. Comme on le voit sur la figure 6, la réponse du détecteur à la source B est une fonction créneau en **••. qui ne
* \ dépend pas de y . En effet, la source B est disposée dans le plan d'entrée du collimateur. En revanche, pour le point A situé à la distance 64 du plan d'entrée du collimateur, la région gauche du détecteur aperçoit la source B avant celle située â droite. On a donc une réponse dont la base dans le plan et(^ est en forme de parallélépipède. Les intensités I sont constantes du fait qu'on a p négligé les variations du terme cosθ/d . Sinon, l'intensité correspondant â la source B serait plus élevée que pour la source
A puisque cette dernière est plus éloignée du plan d'entrée du collimateur.
Selon l'invention, le traitement des informations recueillies dans la mémoire par le détecteur consiste à réaliser une sommation décalage. Plus précisément, on décale les réponses g( »^) prises pour différentes positions du détecteur, c'est-à-dire pour différentes valeurs de en fonction d'un nouveau paramètre - Pour cela on effectue le changement de variable
Figure imgf000013_0001
Puis pour chacune des valeurs de Y et de Ç, on effectue une sommation sur les différentes valeurs de ψ, c'est-à-dire pour Ϋ variant de -L/2 à +L/2 puisque la longueur du cristal détecteur selon la direction x est égale â L.
On obtient ainsi une fonction de et de^.. La figure 7
Figure imgf000013_0002
ponctuelles A et B et le détecteur étant linéaire. On voit que pour les deux images correspondant aux deux sources on retrouve une fonction créneau en pour les valeurs de £ correspondant aux valeurs de y associées aux positions des sources ponctuelles. Pour les autres valeurs de 4, la réponse du système s'évase et diminue d'intensité. On obtient donc effectivement un étalement en des réponses non concordantes avec la position des sources êmettrices, les réponses concordantes étant plus intenses et de pentes plus raides correspondant â une fonction créneau. Dans la suite des explications, on remplacera les coordonnées Y par x et par y pour retrouver la densité reconstruite p (x,y) . Dans l'étape suivante du traitement, on déconvolue l'image précédente par un créneau de demi-longueur ly/2p pour retrouver les fonctions Dirac initiales, c'est-à-dire les densités de rayons gamma émis par les deux sources A et B. On voit donc qu'à partir de l'enregistrement des signaux impulsionnels émis par le détecteur pour l'ensemble des couples de coordonnées , If du détecteur il est possible de reconstruire effectivement la fonction de densité d'émission p (x,y) pour l'ensemble des points sources de l'objet 30 dans la tranche (plan "vertical") considérée. Cela signifie que l'on obtient dans cette tranche d'épaisseur dz les valeurs dep pour chaque point de l'objet (x,y), c'est-à-dire les mêmes résultats que dans le cas d'une tomographie et pas seulement une projection plane de l'image de l'objet dans un plan perpendiculaire â l'axe du détecteur. En fait la méthode décrite jusqu'ici n'est qu'approchée.
En effet, les réponses produites dans les couches de l'image situées au-dessus ou en-dessous de la profondeur réelle de la source, bien qu'étalées ne sont pas nulles. On peut s'affranchir de cet effet par application de la méthode itérative décrite dans ce qui suit. Pour comprendre cette méthode on discrêtise la coordonnée y qui varie ainsi de 1 à n par valeur entière. La densité de source devient : 0 . (x) ou i représente l'ordonnée. Soit R.. la réponse d'un point source situé réellement à l'ordonnée yi, reconstruit dans l'ordonnée j après sommation décalage. Ainsi la réponse du système â l'ordonnée j s'écrit :
avec sommation sur les indices répétés (i) , et ou (x)représente le produit de convolution, cette équation exprime, ce qui a été vu précédemment, c'est-à-dire que la réponse du système varie avec la profondeur dans l'objet. Dans la reconstruction un point source s'étend sur toutes les profondeurs de l'image reconstruite. A la profondeur ad hoc la réponse est une fonction créneau, ce qui se traduit au niveau symbolique par un indice double : R.. , et dans les autres cas la réponse à la forme d'un trapèze (réponse à deux indices différents). Si l'on effectue une transformée de Fourier de l'équation (2), les produits de convolution sont remplacés par de simples multiplications, et on reconnaît un système linéaire, qui peut s'écrire sous forme matricielle : s = t.r Le vecteur s (transformé de Fourier de S) et la matrice
(de fonctions) r (transformée de Fourier de R) étant connus, on recherche le vecteur t (transformé de Fourier de 0 ) .
Comme le système est de grande taille, une résolution directe peut s'avérer assez longue â l'exécution. En remarquant que les termes diagonaux sont les plus importants, on peut envisager d'utiliser une méthode itérative. Pour cela on divise chaque ligne par les termes diagonaux correspondants : s./r.. = t. +2..i . t. r../r.. (3) ou t. ≈ s./r.. -2- -± - t. r../r.. (4)
J 3 33 i+ i iJ JJ '
Cette équation est facilement transformée en système itératif (méthode des approximations successives) et converge si les éléments diagonaux sont les éléments les plus importants, ce qui est le cas ici. Alors la première étape consiste dans l'espace direct en une simple dêconvolution que nous avons déjà réalisée :
Figure imgf000015_0001
peut être assez difficile pratiquement de reconstruire la fonction recherchée p (x,y) à partir des données obtenues par le balayage plan d'un trou unique comme cela a été décrit en liaison avec la figure 5. En effet, si ce trou est profond et étroit, l'information en profondeur, c'est-à-dire selon la direction y perpendiculaire au plan du détecteur, est très faible. A l'inverse, si le trou est large et peu profond les différentes réponses associées aux positions successives de la gamma-caméra risquent de se confondre selon le sens de déplacement x. Pour augmenter la fiabilité du traitement de reconstruction de la fonction}7 (x,y) , plusieurs méthodes peuvent être utilisées, méthodes qui peuvent être combinées entre elles.
La première méthode consiste â réaliser plusieurs acquisitions avec des trous de formes différentes. Des trous â axes inclinés par rapport au plan du collimateur peuvent être utilisés dans ce but.
Une autre solution consiste â utiliser une méthode se rapprochant de la tomographie axiale transverse selon laquelle le balayage plan décrit en liaison avec la figure 5 est répété dans plusieurs plans qui sont parallèles à l'axe TT' de l'objet à observer, c'est-à-dire, dans le cas particulier décrit, du patient. C'est ce qu'illustre la figure 14. On a référencé par
Po le plan de balayage de la figure 5 et par P^ (PI, P2, P3, P4.«.) les autres plans de balayage qui peuvent être repérés par le dièdre qu'ils forment avec le plan de référence Po. A titre d'exemple, le dièdre entre deux plans successifs de balayage peut être de l'ordre de 30 degrés, ce qui correspond â 12 plans de balayage pour faire tout le tour de l'objet â observer. Si l'on appelle^ l'index d'un trou du collimateur et/ou de l'angle d'inclinaison du plan (P ) correspondant â un balayage plan donné, pour chaque valeur de c. on obtient le système linéaire suivant, dans l'espace de Fourier : s, = t.r Dans cette expression s et r dépendent du paramètre Λ , c'est-à-dire du plan de balayage ou du trou considéré, mais la fonction t recherchée est indépendante
Figure imgf000016_0001
On obtient ainsi un nouveau système linéaire en faisant la somme sur ;H de ces systèmes linéaires élémentaires. Par exemple si le collimateur comporte deux trous et si on effectue des balayages dans douze plans différents, ^ pourra prendre 24 valeurs différentes. Soit o^n ce nombre, l'équation (4) peut alors s'écrire
Figure imgf000016_0002
Ce système lin aire sera résolu par la méthode des approximations successives comme cela a été décrit précédemment mais avec un meilleur résultat. En effet, les termes non diagonaux donnent plutôt des réponses perpendiculaires au plan de détection qui ne s'ajoutent pas contrairement aux termes diagonaux. Selon ce mode de réalisation il va de soi que le dispositif de déplacement 40 de la gamma-caméra doit de plus permettre un déplacement ayant une composante selon l'axe yy' perpendiculaire au plan xOz.
Dans la description détaillée précédente du mode de traitement selon la présente invention, on a considéré une "tranche" de l'objet en x,y et un détecteur linéaire. Cependant l'homme de l'art comprend que le même traitement peut être appliqué lorsqu'on l'étend à l'ensemble de l'objet (coordonnée z en plus) et à un détecteur bi-di ensionnel pour obtenir la reconstruction de la densité d'émission£> dans l'espace (x,y,z) à partir de coordonnées et / liées au centre du cristal scintillateur \f et Vrepérant chaque "pixel" du cristal.
Après avoir décrit le mode de traitement des signaux délivrés par la gamma-caméra, on va décrire plusieurs modes de réalisation de la gamma-caméra selon l'invention. Les figures 8 et 9 montrent un premier mode de réalisation dans lequel la gamma-caméra comporte un cristal de détection plan. Dans ce mode de réalisation, le collimateur 70 a la forme d'un disque percé d'orifices 72 régulièrement répartis, ces orifices présentant un grand diamètre au sens défini précédemment. Chaque orifice 72 a une forme troncônique.
L'ensemble du collimateur 70 est monté pivotant autour d'un axe de pivotement 74. Le collimateur 70 est entraîné en rotation autour de son axe 74 par l'intermédiaire d'une couronne dentée 71 coopérant avec un pignon 73 lui-même entraîné par un organe moteur non représenté sur la figure. On a représenté également sur la figure 8 le blindage 76 de la gamma-caméra, ainsi que le cristal scintillateur 78 disposé derrière le collimateur 70, un guide de lumière 80 et un ensemble de photo-multiplicateurs 82. On comprend ainsi que, par rapport â la partie de détection de la gamma-caméra formée par le cristal scintillateur et les photomultiplicateurs, le collimateur 70 tourne autour de l'axe 74. En outre, la gamma-caméra dans son ensemble est soumise â un mouvement de déplacement en translation éventuellement dans différents plans si une inclinaison du plan de balayage est requis. Si l'on revient à l'explication initiale correspondant â un détecteur unitaire à un seul orifice, on voit que la coordonnée Λ correspond en fait à la combinaison de deux déplacements consistant d'une part dans le mouvement de translation globale de la gamma-caméra et dans le mouvement de rotation du collimateur autour de son axe 74 pour réaliser les différentes positions Cij. Le pas résultant du déplacement est de l'ordre de grandeur de la résolution désirée.
Dans le mode de réalisation représenté sur les figures 8 et 9, les axes 72' des orifices 72 sont inclinés par rapport à l'axe de rotation 74 du collimateur 70. Selon d'autres modes de réalisation du collimateur les orifices pourraient être troncδniques ou cylindriques, ou encore une combinaison de ces deux formes, avec des axes parallèles â l'axe de rotation 74. Selon encore un autre mode de réalisation, les orifices peuvent présenter une section droite hexagonale. Selon une autre caractéristique de l'invention, un espace peut séparer la face de sortie du collimateur 70a de la face d'entrée 78a du cristal. Cet agencement est très différent de la caméra de Anger. En effet dans cette dernière une telle disposition provoquerait un flou sur l'image. Ici l'algorithme de reconstruction s'en accomode fort bien, et on peut donc aménager un espacement pour agrandir l'image radiante recueillie par le cristal. Ce qui permet d'ajuster la taille du pixel (et la résolution objet) avec la résolution intrinsèque du détecteur. Il est en effet primordial d'avoir assez de données élémentaires pour permettre la reconstruction de tout le volume situé sous l'appareil, d'où un rapport nombre de pixels acquis sur nombre de voxels (volumes élémentaires) suffisant. Le reste du dispositif est semblable à une caméra de Anger classique. A ceci près qu'il faudra bien sûr soigner la dynamique de comptage, l'augmentation de sensibilité devant conduire â un taux de comptage accru. Un calcul préliminaire donnerait pour un collimateur de 95 mm d'épaisseur, avec 271 trous de 14 mm de rayon séparés de 1 mm et une résolution intrinsèque de 3 mm (résolution au niveau du détecteur) , une résolution de 10 mm â 100 mm de profondeur dans l'objet et une sensibilité supérieure à 7 10 pour une source cubique de 200 mm d'arêtes. Par comparaison un collimateur â trous parallèles classique présentant la même résolution au niveau de l'objet nécessite 32000 trous hexagonaux de 1,3 mm de demi largeur, de 53 mm de profondeur et des cloisons de 0,2 mm d'épaisseur. Outre les difficultés considérables de fabrication d'un tel collimateur, on note que ces septa sont très fins, ce qui limite la qualité de la collimation (un tel collimateur est d'ailleurs totalement inefficace pour des rayons gamma d'énergie supérieure à 200 Kev) . Enfin, sa sensibilité est de 3.10~ , soit 20 fois inférieure au système de gamma-caméra selon l'invention. Les caractéristiques d'une telle configuration sont en fait limitées par l'inclinaison des rayons extrêmes. Plus généralement, les orifices de grande largeur présentent une dimension supérieure â la résolution intrinsèque du détecteur et, de préférence, supérieure â deux fois cette résolution â proximité de la face d'entrée du détecteur.. Typiquement la face d'entrée d'un orifice du collimateur présente un diamètre ou une grande dimensions, de préférence au moins égale à 5 millimètres.
Dans la description précédente, on est limité par un aspect du problème lié â l'utilisation d'un collimateur â trous de grands diamètres qui est que, en raison de l'inclinaison de rayons extrêmes, l'efξet de l'épaisseur e> du cristal scintillateur sur la résolution du système ne peut plus être négligé. La figure 10 illustre ce problème. Sur cette figure on a représenté un collimateur 70 présentant un trou unique cylindrique 72 de rayon r, l'épaisseur du collimateur étant toujours égale à p. On a également représenté le cristal scintillateur 78 dont la face d'entrée 78a est située à la distance h du collimateur 70 et qui présente une épaisseur e. On a représenté par R1 et R2 les deux rayons extrêmes définis par les bords du trou 72. On comprend que ces rayons sont les plus inclinés par rapport à la face d'entrée plane du cristal. Comme le montre les prolongements en pointillés des rayons R. et R„ l'émission du photon peut se produire dans une plage de distance f. Plus généralement, la résolution intrinsèque Ri du détecteur plan est donnée par la formule : Ri/e = 2rt/p.
En outre la distance h est limitée par le nombre de pixels significatifs et par la résolution objet Ro â la distance d' considérée par l'expression : h = Ri/Ro (p/2 + d') - p/2.
Il faut toutefois noter que l'incertitude sur la distance ne devient significative que pour un rayonnement gamma de grande énergie typiquement supérieure â lOO eV. En effet pour les faibles énergies, l'interaction se produit â proximité immédiate de la face d'entrée 78a.
Pour remédier â cet inconvénient, une solution illustrée par la figure 11 consiste â utiliser une gamma-caméra à détecteur en portion de calotte sphêrique. Le collimateur 81 â un seul trou 83 est raccordé â un blindage extérieur 84. Le trou 83 est de forme troncôπique. Le scintillateur 86 présente une face d'entrée 86a en forme de calotte sphêrique dont l'axe est confondu avec celui de l'orifice 83. Le scintillateur est par exemple formé par des fibres optiques scintillantes commercialisées par le CEA. La gamma-caméra comprend des photomultiplicateurs 88 disposés également sur une calotte sphêrique et couplés au scintillateur 86 par un guide de lumière 90.
Dans le cas où le collimateur 81 comporte plusieurs trous
83 la face d'entrée 86a du scintillateur 86 définie autant de calottes sphêriques qu'il y a de trous, chaque calotte sphêrique présentant un axe de symétrie confondu avec celui du trou correspondant.
Une autre solution qui permet de conserver un scintil¬ lateur plan, tout en éliminant l'influence des rayons obliques sur la résolution intrinsèque du détecteur, consiste à déterminer la profondeur dans le cristal à laquelle a eu lieu l'interaction du rayon-gamma considéré avec le cristal scintillateur. Le brevet américain US-A-4 675 526 délivré le 23 juin 1983 au nom de J.G. Rogers et al pour "procédé et appareil de codage à 3 dimensions" décrit, dans le cadre d'un tomographe à émission de positron (PET) , un tel procédé de calcul.
Ce procédé de ralcul permet, pour une épaisseur donnée du cristal détecteur, de réduire les effets des rayons inclinés extrêmes d'un facteur proportionnel â la précision de la mesure. Par exemple pour un cristal d'épaisseur e = 10 mm, la détermination de la profondeur de l'interaction avec une précision de 5 mm (moitié de l'épaisseur) permet d'utiliser des rayons présentant une inclinaison double sans changer la résolution du détecteur.
Du fait de l'utilisation de trous de grande largeur, les rayons s'appuyant sur le bord 102a de la face de l'orifice 102 débouchant dans la face 100a du collimateur auront une inclinaison importante et seront sources de diminution de la précision de localisation au niveau du détecteur. La figure 12 montre une variante de réalisation permettant d'optimiser le rapport sensibilité résolution de l'appareil. Selon ce mode de réalisation, le collimateur 100 présente un orifice troncônique 102 qui va en s'évasant vers le cristal scintillateur courbe 104. Ainsi l'angle β définissant la résolution intrinsèque du détecteur, qui est limité par le bord de l'orifice 102 débouchant dans la face 100a, a une valeur réduite alors que l'angle Y définissant la sensibilité, qui est limité par le bord de l'orifice 102 débouchant dans la face 100b du collimateur peut être rendu maximum. Par exemple, pour un collimateur à trou unique de 135 mm d'épaisseur, de 50 mm de rayon r. à l'entrée et de 120 mm de rayon τ„ côté détecteur, et en plaçant â une distance de 33 mm derrière ce collimateur, un cristal scintillateur de forme sphêrique (avec 3 mm de résolution intrinsèque) ; on peut obtenir une résolution de 5 mm à 100 mm de profondeur dans
-3 l'objet, avec un rendement de 1,5 10 . Soit un rendement 10 fois supérieur â une gamma caméra classique avec une résolution 2 fois meilleure. Un tel arrangement ne peut toutefois être envisagé que pour des rayons gamma de faibles énergies (même s'il est possible d'utiliser un élément de grand Z pour renforcer l'absorbtion au niveau de l'arête du collimateur, comme le tungstène) . En effet les bords aigus du collimateur présentant alors un angle aigu seraient très vraisemblablement traversés par un rayonnement très énergétique.
Pour les rayonnements d'énergie très élevée, la figure 13 montre un mode préféré de réalisation du collimateur. La géométrie optimale de l'orifice 112 du collimateur 110 est de section circulaire, l'ensemble ayant la forme d'une portion de tore 116. Avec une telle configuration l'épaisseur du milieu absorbant augmente très rapidement dès que l'on s'éloigne du trou, et cette augmentation ne dépend pas de l'angle d'incidence du rayon.
Dans la description précédente, on a envisagé le cas où le détecteur de la gamma-caméra est constitué par la combinaison d'un cristal scintillateur et de photomultiplicateurs. Il va de soi qu'on ne sortirait pas de l'invention si les photomulti- plicateurs étaient remplacés par d'autres convertisseurs photons/impulsions électriques tels que des dispositifs à transfert de charges.
De même on ne sortirait pas de l'invention si le détecteur était constitué par un composant permettant la conversion directe rayon gamma/impulsion électrique, par exemple certains types de semi-conducteurs (photodiodes ou dispositif â transfert de charges) ou des chambres â étincelles. Dans ce cas la résolution intrinsèque du détecteur est très sensiblement améliorée. Dans la description précédente, on a envisagé le cas où, en plus du déplacement de la gamma-caméra, le collimateur est animé d'un mouvement de rotation par rapport au corps de la caméra afin d'obtenir un balayage suffisant . Une telle solution peut présenter dans certains cas des inconvénients en raison du poids du collimateur. Les figures 15 â 18 illustrent un autre mode de réalisation de la caméra et, plus particulièrement, de la disposition des orifices dans le collimateur qui permet de n'avoir qu'un déplacement linéaire de la caméra, le collimateur étant fixe par rapport au corps de la caméra, tout en assurant l'équivalent d'un balayage â deux dimensions convenable. Selon ce mode de réalisation, le collimateur est fixe par rapport au corps de la caméra et c'est uniquement l'ensemble de la caméra qui est déplacé. Cependant, pour assurer un balayage suffisant de l'objet â observer, les trous sont disposés d'une manière particulière comme le montre la figure 15. Les trous 120 ménagés dans le collimateur 122 sont disposés de préférence selon un arrangement hexagonal compact. En outre, les centres des trous 120 alignés sur une même droite Dl font un angle avec la direction D de déplacement de la caméra. L'angle ja est tel que la distance entre les centres Cl, C2 de deux trous consécutifs selon la direction perpendiculaire à la direction de déplacement D soit égale au pas m de déplacement de la gamma caméra qui est de l'ordre de grandeur de la résolution désirée. Pour simplifier la figure, les trous 120 ne sont pas représentés dans une configuration hexagonale compacte. La figure 16 montre la position initiale des trous 120 et leur position après un déplacement de la caméra du pas m. On comprend que, dès que la gamma-caméra a été déplacée d'une longueur Ll égale â la période du système créé par les trous 120 du collimateur 122, l'appareil est déplacé globalement d'une longueur Ll, puis le balayage par pas m est repris sur la période suivante. La figure 17 montre les positions successives occupées par les trous 120 lors du balayage selon la direction D.
La figure 18 montre un arrangement hexagonal compact des trous 120 du collimateur 122. Comme dans le cas des figures 15 â 17, les trous d'une même ligne sont décalés d'un pas m. Dans cette configuration, on peut de plus prévoir un deuxième ensemble de trous 124 de diamètre plus réduit. Les informations recueillies par les deux ensembles de trous 120 et 124 doivent être traitées comme cela est décrit â la page 14, certaines valeurs du paramètre <& correspondant à une première série de trous 120 et les autres valeurs du paramètre correspondant â la deuxième série de trous 124. Il va de soi qu'on pourrait avoir plus de deux ensembles de trous. De même, au lieu d'avoir une section droite circulaire, comme cela est représenté sur les figures 15 à 18, ils pourraient avoir une section droite polygonale, par exemple hexagonale. Il est encore possible de combiner des trous à section droite circulaire et des trous à section droite polygonale. On réalise ainsi une utilisation optimum du détecteur placé derrière le collimateur 122. En première approximation, les trous 120 de grande dimension améliorent la sensibilité de la mesure et les trous 124 de dimension plus réduite améliorent la résolution. Le détecteur est de préférence rectangulaire.
En variante les orifices peuvent avoir une section droite hexagonale, les centres de symétrie des orifices étant alignés sur des droites faisant avec la direction de déplacement D l'angle déjà mentionné.
En plus des avantages déjà mentionnés, il est important de souligner que, même en conservant la même résolution au contact du scintillateur, on améliore très sensiblement la résolution en profondeur dans l'objet observé.

Claims

REVENDICATIONS 1. Système de gamma-caméra à haute sensibilité comprenant une gamma caméra comprenant un collimateur, un détecteur présentant une face d'entrée disposée derrière le collimateur pour convertir les rayons gamma ayant traversé le collimateur qui frappe chaque point dudit détecteur, en impulsions électriques et pour donner une indication de localisation du point d'impact du rayon gamma émis, ledit détecteur présentant une résolution intrinsèque, et un ensemble de traitement des signaux électriques pour élaborer une image de l'émetteur de rayonnement gamma et des moyens pour déplacer par pas successifs ladite gamma caméra, caractérisé en ce que ledit collimateur (34, 70, 81, 100, 110, 122) comprend au moins un orifice (50, 72, 83, 102, 112, 120, 124) dont la section droite â proximité dudit détecteur a une dimension supérieure â la résolution intrinsèque du détecteur, en ce que ledit pas de déplacement est de l'ordre de grandeur de la résolution recherchée, et en ce que ledit ensemble de traitement comprend des moyens (44) pour mémoriser les signaux électriques recueillis avec leurs informations de localisation pour chaque position de ladite gamma caméra, et des moyens de traitement (42) des informations ainsi mémorisées pour reconstituer une fonction de densité de rayonnement émis (x,y,z) pour x,y,z correspondant au pas choisi.
2. Système de gamma-caméra selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit orifice est cylindrique ou â section droite hexagonale.
3. Système de gamma-caméra selon la revendication 2, caractérisé en ce que le diamètre de l'orifice cylindrique ou la diagonale de l'orifice à section droite hexagonale est au moins égale à deux fois la résolution intrinsèque du détecteur.
4. Système de gamma-caméra selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit orifice (50, 72, 83, 102, 112) est troncônique et évasé vers ledit détecteur (36, 78, 86, 104).
5. Système de gamma-caméra selon la revendication 4, caractérisé en ce que le diamètre de la section droite dudit orifice la plus proche dudit détecteur est au moins égale à deux fois la résolution intrinsèque dudit détecteur.
6. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 4 et 5, caractérisé en ce que ledit orifice troncônique (112) est raccordé à la face avant du collimateur (110) par une portion de surface toroïdale (116).
7. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 1 â 6, caractérisé en ce que ledit collimateur (70) comporte une pluralité d'orifices (72).
8. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 1 â 7, caractérisé en ce que ledit collimateur (70) comporte une pluralité d'orifices (72) dont les axes sont inclinés par rapport à l'axe (74) du collimateur.
9. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 5 et 6, caractérisé en ce que ledit collimateur (70) est monté rotatif par rapport au reste de ladite gamma-caméra.
10. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 7 et 8, caractérisé en ce que ledit collimateur (122) est fixe par rapport au reste de ladite gamma-caméra et en ce que lesdits orifices (120) sont disposés sur des droites parallèles entre elles, ces droites faisant avec la direction (D) de déplacement de la gamma-caméra un angle tel que le décalage des centres (Cl, C2) de deux orifices successifs centrés sur une même droite selon la direction perpendiculaire à la direction (D) de déplacement soit sensiblement égale au pas (m) de déplacement.
11. Système de gamma-caméra selon la revendication 10, caractérisé en ce que lesdits orifices (120) sont disposés selon un arrangement hexagonal compact.
12. Système de gamma-caméra selon la revendication 11, caraêctêrisê en ce que lesdits orifices (120) sont â section droite circulaire et en ce que ledit collimateur (122) comprend au moins un deuxième ensemble de trous (124) à section droite circulaire ou polygonale de diamètre réduit disposés entre lesdits orifices (120) .
13. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 1 à 12, caractérisé en ce que ledit détecteur est du type â conversion directe présentant une face d'entrée.
14. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications l à 12, caractérisé en ce que ledit détecteur comprend un système scintillant (36, 78, 86, 104) présentant une face d'entrée disposée derrière ledit collimateur.
15. Système de gamma caméra selon la revendication 14, caractérisé en ce qu'il comprend disposé derrière ledit ensemble scintillant une pluralité de photo-multiplicateurs (88, 82).
16. Système de gamma caméra selon la revendication 14, caractérisé en ce qu'il comprend, derrière l'ensemble scintillant, un détecteur semi-conducteur.
17. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 13 â 16, caractérisé en ce qu'un espace (80) est ménagé entre la face arrière (70a) dudit collimateur et la face d'entrée (78a) du détecteur.
18. Système de gamma-caméra selon la revendication 9, caractérisé en ce que ladite face d'entrée (86a, 104a) du détecteur a la forme d'au moins une calotte sphêrique.
19. Système de gamma-caméra selon la revendication 18, caractérisé en ce que l'axe de révolution de chaque calotte sphêrique coïncide avec l'axe de chaque orifice.
20. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 1 à 19, caractérisé en ce que lesdits moyens de traitement de l'ensemble de traitement comprennent des moyens (42) pour appliquer â l'ensemble des informations mémorisées une fonction sommation décalage par un décalage des informations dans une direction spatiale parallèle au plan du collimateur pour les informations correspondant à chaque position de ladite gamma-caméra, et sommation desdites informations décalées pour chaque position de la gamma-caméra.
21. Système de gamma-caméra selon la revendication 20, caractérisé en ce que lesdits moyens de traitement comprennent des moyens pour déconvoluer la fonction correspondant auxditeε informations après sommation décalage avec un créneau en relation avec ledit décalage.
22. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 1 â 21, caractérisé en ce que lesdits moyens de déplacement (40) sont commandés (46) pour déplacer ladite gamma-caméra selon plusieurs plans de balayage (Po, PI, P2....) successifs parallèles â l'axe longitudinal (TT1) de l'objet à observer et en ce que lesdits moyens de traitement (42) sont aptes à appliquer â l'ensemble des informations recueillies dans chaque plan un traitement tomographique.
23. Système de gamma-caméra selon l'une quelconque des revendications 1 à 22, caractérisé en ce que lesdits moyens de traitement (42) comportent des moyens de calcul de la profondeur dans le milieu détecteur du point d'interaction de chaque rayon gamma avec le milieu détecteur.
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