Imagerie scintigraphique par gamma-caméras

Présentation au sujet: "Imagerie scintigraphique par gamma-caméras"— Transcription de la présentation:

1 Imagerie scintigraphique par gamma-caméras
Pr Etienne Garin Service de Biophysique et Médecine Nucléaire Université Rennes 1/CRLCC Centre Eugène Marquis

2 Plan du cour Introduction La gamma caméra Défauts et correction
Principe de la scintigraphie Notion de traceur Choix du radioélément La gamma caméra Tête de détection Cristal Guide de lumière Photo-multiplicateurs Informatique Spectrométrie Collimateurs Défauts et correction Sensibilité Linéarité Homogénéité Caractéristiques d’une gamma caméra Résolution en énergie Résolution spatiale Taux de comptage

3 Paramètres conditionnant la qualité Image
Matrice Statistique de comptage Résolution du système et effet volume partiel Durée des acquisitions Activité injectée Spéctrométrie Les limites de l’imagerie scintigraphique (et corrections) Diffusion Atténuation

4 Principe de l’imagerie scintigraphique :
Repose sur la détection externe d’un traceur radioactif administré au patient Emetteurs g : scintigraphie par gamma caméra Emetteurs de positions : scintigraphie par caméra TEP (Tomographie d’Emission Photonique) NB: La Médecine Nucléaire regroupe l’ensemble des méthodes diagnostiques (scintigraphies) et thérapeutiques (radiothérapie métabolique) qui nécessitent l’utilisation d’isotopes radioactifs en sources non scellées. Le principe physique de détection est la scintillation solide (photon lumineux) Le traceur possède des propriétés biologiques qui lui sont propres La scintigraphie est une technique d’imagerie fonctionnelle Analyse du fonctionnement biologique d’une structure

5 Le traceur Constitué soit de l’atome radioactif pur (marqueur), ex iode 131, ou fixé (liaison chimique) à une molécule d’intérêt biologique (vecteur) Mode d’administration diverses Injection intraveineuse +++ Aérosol (scintigraphie de ventilation pulmonaire) Voie orale (scintigraphie gastrique Captation préférentielle par un organe 99mTc-HMDP = activité osseuse ostéoblastique => scintigraphie osseuse 99mTc-MAA = embolisation vasculaire => traceur de la perfusion ex, scintigraphie pulmonaire de perfusion

6 Critères de choix du radioélément
Type d’imagerie : Emetteur de photons g => scintigraphie gamma: imagerie 2D : Scintigraphie planaire: imagerie 3D : Tomographie d’Emission MonoPhotonique, TEMP, (ou SPECT: Single Photon Computed Emission Tomography) Emetteur de positon => TEP: imagerie 3D exclusive : Tomographie par Emission de Positon TEP(ou PET: Positron Emission Tomography)

7 Critères de choix du radioélément
La demie-vie ou période T: elle est de qq secondes à tout au plus qq mois. La plus courte possible pour diminuer l’irradiation, mais adaptée au phénomène que l’on veut étudier (ex: étude fonctionnelle sur plusieurs jour => demi-vie prolongée)

8 Critères de choix du radioélément
Radiotoxicité : c’est la propriété des radionucléides à générer des dommages aux tissus, ceci est fonction : du type de rayonnement émis (X, g, e < neutron < a ) nature du tissu irradié (localisation dans l’organisme) Coût de production Générateur (99mTc), réacteur (iode 131) : faible coût Cyclotron (Thallium 201, iode 123, fluor 18): coût élevé

9 Emetteurs g

10 Emetteurs b- et g

11 Délais administration du traceur/ imagerie
Immédiatement après injection : - scintigraphie osseuse dynamique - étude de la perfusion rénale - étude du premier passage cardiaque Quelques heures après administration - scintigraphie osseuse: 2h - scintigraphie rénale DMSA: 6h Sur plusieurs jours: - scintigraphie à l’111In-pentétréotide - durée de vie des plaquettes

12 La gamma caméra Tête de détection Cristal Guide de lumière
Photomultiplicateurs Informatique Spectrométrie Collimateurs

13 1958: Caméra d’ANGER 50 ans plus tard, le principe des gamma caméras actuelles reste proche.

14 Interactions RI/matières mises en jeu
Effet Photo-électrique Effet Campton

15 Importance de l’effet photo-électrique et de la diffusion Campton : détection scintigraphique
Image Photo multiplicateurs Rayons Gamma/X Fluorescence Ionisations Cristal Effet photo-électrique Electrons Collimateur Diffusion Campton 80 keV Patient 140 keV

16 Système de détection : le cristal
Le cristal arrête les photons g et restitue l’énergie déposée par ces derniers sous forme de photons lumineux, d’énergie différente de l’énergie absorbée. Pour augmenter la probabilité d’intéraction, on introduit des impuretés dans le cristal (ex Tl). Cristal scintillant = matériau fluorescent : la fluorescence est le seul processus de désexcitation suffisamment rapide pour être exploité en spectroscopie

17 Le scintillateur idéal
Fort pouvoir d’absorption pour l’énergie du rayonnement détecté - numéro atomique et densité élevés (t/ # k. Z3/E3, loi de Bragg et Pierce) ---> Bonne efficacité de détection dans le cristal Efficacité de conversion importante, c-à-d forte aptitude à transformer l’énergie du rayonnement incident en énergie lumineuse ---> Permet une bonne résolution en énergie Faible constante de décroissance (la constante de temps représente le temps moyen qui sépare le moment où la radiation est absorbée de celui où la scintillation est émise) Un indice de réfraction proche de celui du verre (1.5) afin de faciliter le couplage avec le photomultiplicateur Matériau facile à usiner en grandes dimensions

18 Le scintillateur : matériau le plus souvent utilisé = NaI (Tl)

19 Le scintillateur Exemple pour un cristal NaI (Tl) de 1/2 pouce:
Efficacité en fonction de l’énergie: 90 % à 140 keV => 99mTc 75 % à 159 keV 34 % à 280 keV 22 % à 364 keV => iode 131 13 % à 511 keV Les gamma caméras sont optimisées (nature et épaisseur du cristal) pour la détection du 99mTc

20 Système de détection: le guide de lumière
L’efficacité de collection de la lumière par les PM (PhotoMultiplicateurs ) dépend de la façon dont ils sont couplés au cristal. 1ier rôle: Réduire la perte de lumière: 1ières caméras, PM circulaires, d’où un espace libre relativement important entre eux. Pour réduire cette perte, une plaque de verre placée entre le cristal et les PM, avec des joints optiques (graisse de silicone) constituait le guide de lumière. 2iéme rôle: Adaptation de l'indice de réfraction entre le cristal NaI (indice très élevé) et le vide des photomultiplicateurs (indice = 1). Le deuxième rôle du guide est aussi une adaptation d'indice de réfraction entre le cristal NaI (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. Cependant, sur le premier point, le guide de lumière a de nos jours beaucoup moins d’importance depuis l’apparition de PM à section hexagonale.

21 Système de détection: les photo-multiplicateurs Rôle= - Transformer le photon lumineux en 1 signal électrique (effet Photo électrique) - Amplifier le signal électrique recueilli Le scintillateur est donc couplé optiquement à un tube photomultiplicateur composé d’une cellule photoélectrique, appelée photocathode, suivie d’un multiplicateur d’électrons constitué d’une succession de dynodes et d’une anode de collecte de l’impulsion de courant. Un pont de résistance répartit la haute tension de polarisation entre les différentes dynodes qui permet l’accélération des électrons puis leur multiplication. Si cette haute tension est bien stable, le nombre d’électrons collectés sur l’anode est proportionnel au nombre de photoélectrons extraits de la photocathode, et donc au nombre de photons lumineux parvenus à sa surface d’entrée. Si cette haute tension est stable, le nombre d’électrons collectés sur l’anode est proportionnel au nombre de photoélectrons extraits de la photocathode, et donc au nombre de photons lumineux parvenus à sa surface d’entrée.

22 Système de détection : circuit de localisation analogique (informatique)
En fonction de leur proximité par rapport au site d'une scintillation, les différents PM reçoivent des quantités de lumière variables : à partir de ces signaux, un circuit de calcul analogique détermine les coordonnées X et Y de la scintillation en tant que "centre de gravité" des signaux reçus par les différents PM.

23 Système de détection : Traitement Signal
Le signal de chaque PM est traité individuellement : un convertisseur analogique numérique peut être associé à chaque PM Réduction des effets de bords Réduction du phénomène d’empilement

24 Système de détection , Traitement du Signal: Spectrométrie
Recueil de l’information en énergie = détection d’un spectre d’énergie Le système trie des impulsions en fonction de leur énergie: - conserve les photons à une énergie proches de leur énergie d’émission rejette les photons détectés à une énergie inférieure à leur énergie d’émission Élimination d’une partie du signal lié aux photon diffusés Ex : pour détecter du 99mTc (140 Kev) => réglage de la spectro sur 140 pour détecter de l’131I(364 Kev) => réglage de la spectro sur 364

25 Système de détection : le collimateur
Sélectionne la direction des photons incidents pour établir une correspondance entre le lieu d’émission et le lieu de détection Réalisation d’une projection planaire (2D) de la distribution du radioélément.

26 Les différents types de collimateurs
2 techniques de fabrications : par moulage par assemblage/collage de feuilles pliées. L’avantage du moulage = une meilleure régularité de la géométrie des trous et des septa.

27 Défauts et correction Sensibilité Linéarité Homogénéité

28 Défauts et corrections
Différents défauts sont constamment présents : défaut de spectrométrie, linéarité et uniformité Des corrections numériques sont pré-calculées et mises à jour par l’acquisition de tables de correction. Ces corrections sont de 3 types: Table d’ énergie: elle s’applique à l’information spectrométrique Table de linéarité: elle s’applique aux signaux de localisation Table d’ uniformité: elle compense les défauts résiduels de la réponse.

29 Caractéristiques (Performances) d’une gamma caméra :
Résolution en énergie Résolution spatiale Linéarité Taux de comptage

30 Performances d’une caméra:
Intrinsèque: en l’absence de collimateur Extrinsèque: en présence du collimateur 1: Résolution en Energie 2: Résolution Spatiale 3: Linéarité Géométrique 4: Taux de comptage

31 Résolution en Energie (intrinsèque)
Capacité de la caméra à sélectionner avec précision le pic d’absorption totale par effet photoélectrique du radioélément utilisé DONC d’éliminer le plus possible le rayonnement diffusé. Le contraste et la résolution des images dépendent de la résolution en énergie (moins bonne est la résolution en énergie, plus l’organe est noyé dans le diffusé). Ordre de 10 % pour 140 keV

32 Déterminée par la largeur à mi-hauteur (LMH)d’une source ponctuelle
Résolution Spatiale Plus petite distance entre 2 sources ponctuelles pour qu’elles soient vues séparément. Déterminée par la largeur à mi-hauteur (LMH)d’une source ponctuelle Collimateur: 8 mm à 10 cm ds l’air pour BE Système Intrinsèque : 3-4 mm

33 Linéarité Géométrique (intrinsèque)
Capacité de la caméra à déterminer précisément les coordonnées de l’interaction du photon g dans le cristal Aptitude à restituer le forme exacte de l’objet Ordre de 1/10 mm actuellement

34 Taux de comptage Capacité à détecter un grand nombre de photons par seconde en conservant la proportionnalité entre nombre de photons émis et nombre de photons Temps Mort: = le temps pendant lequel la caméra est en train de traiter un événement et est de ce fait indisponible pour en traiter un second.

35 Statistique de comptage Résolution du système et effet volume partiel
Paramètres conditionnant la qualité Image : Matrice Statistique de comptage Résolution du système et effet volume partiel Durée des acquisitions Activité injectée Spéctrométrie

36 Paramètres conditionnant la qualité Image
Compromis entre résolution spatiale et sensibilité (taux de comptage) : La qualité des images scintigraphiques est conditionnée par la résolution spatiale du système de détection et le nombre d’événements enregistrés par pixel. Généralement, il y a compétition entre ces 2 paramètres et il faut trouver un compromis.

37 Paramètres conditionnant la qualité Image
Taille de la matrice : Le format des matrices utilisées est déterminé en fonction : - de la résolution spatiale du système de détection (inutile d’avoir des pixels < à la résolution spatiale du système) - du nombre d’événements enregistrés. Les formats les plus habituels sont 64x64, 128x128 ou 256x256.   Deux règles président au choix optimal du format image : - La première fixe la taille minimum de la matrice nécessaire pour restituer au mieux l’image et en particulier les objets de la taille de la résolution spatiale du système. => visualisation de petites structures => matrice la plus grande possible (pixel le plus petit possible) - La deuxième fixe l’erreur statistique inhérente à la méthode employée. => l’erreur statistique (désintégration radioactive = phénomène aléatoire) dépend du nombre de désintégrations détectées

38 Paramètres conditionnant la qualité Image
Règle de statistique de comptage : A chaque pixel doit être associé un nombre n d’événements enregistrés suffisant pour être statistiquement significatif. n vérifie la loi de Poisson, où n / n représente l’erreur statistique. Ex: pour une acquisition homogène sur toute l’image correspondant à l’accumulation de 300 kcps, le contenu de chaque pixel sera de: coups au format 64x64, correspondant à un erreur statistique de 11.6% coups au format 128x128, correspondant à un erreur statistique de 23.4%

39 Paramètres conditionnant la qualité Image Résolution spatiale/Effet de volume partiel
Affecte les structures de tailles < 2 à 3 x la résolution spatiale du système Soit 2 à 3 cm pour une g-caméra => Réduction de la sensibilité pour la détection des lésions < 2 à 3 R

40 Paramètres conditionnant la qualité Image
La durée d’acquisition : Pour augmenter le nombre de coups dans l’image, il est souvent possible d’effectuer des acquisitions plus longues. L’activité injectée :   L’activité injectée doit correspondre à un compromis satisfaisant entre la durée de l’acquisition, la qualité des images et la radioprotection du patient. => Ces deux paramètres influencent la statistique de comptage

41 Paramètres conditionnant la qualité Image
Le spectre et la fenêtre d’énergie: Chaque radio-isotope a un spectre en énergie qui lui est propre, avec la présence d’un ou plusieurs émissions g. Afin d’obtenir des images de qualité, excluant les photons diffusés, il ne faut retenir que les photons présents dans le pic photoélectrique. L’utilisateur doit sélectionner la gamme d’énergie des photons incidents, ainsi que la largeur de la fenêtre spectrale. Spectre Tc 99m En pratique, fenêtre de 20%

42 Visualisation des images
Codage en niveaux de gris ou échelle de couleur Les valeurs des pixels (cp) sont codées Chaque image est égalisée par rapport au pixel de plus haute activité (noir) Pour 2 images différentes un pixel noir peut être associé à des valeurs différentes de radioactivité Coupes tomographiques représentées avec 3 palettes différentes Le codage = mélange de 3 couleurs (Rouge, Vert, Bleu).

43 Les limites de l’imagerie scintigraphique (et corrections) :
Diffusion Atténuation

44 Les limites de l’image scintigraphique
Facteurs Technologiques Sensibilité Résolution Spatiale Résolution en Energie Stabilité mécanique… Facteurs Physiques Atténuation du rayonnement émis Diffusion Pénétration septale… + Mouvements du patient + Algorithmes de reconstruction

45 La diffusion Le pic d'absorption totale centré sur l'énergie d'émission du radioélément (140 keV pour le Tc-99m) : il correspond aux photons primaires. Le front Compton, constitué des photons diffusés d'énergie keV. La composante X, des photons d'énergie keV issus des interactions avec le plomb des collimateurs.

46 Diffusion => photons mal localisés
photons d’énergie inférieure Baisse du contraste, du rapport signal sur bruit et perte en résolution spatiale : Nécessité d’une correction

47 Méthode n°1: Élimination des photons à l’acquisition
Fenêtre 20 %: méthode classique de limitation du diffusé Ex pour le 99mTc, fenêtre de 126 à 154 keV… MAIS cette fenêtre contient encore 30 % de diffusé => Correction supplémentaire à apporter

48 Méthode n°1: Élimination des photons à l’acquisition
Fenêtre 10 %: choix d’une fenêtre plus étroite Cette méthode présente moins de diffusé, mais aussi moins de photons primaires. La sensibilité de détection est donc affaiblie, d'où le risque de diminuer le rapport signal / bruit de l'image.

49 Méthode n°2: Élimination des photons par estimation et soustraction
Acquisition en Double fenêtre ( méthode de Jaszczak): - une sur le photopic, de 20% centrée sur 140 keV - une secondaire dans le diffusé de 92 à 125 keV. I Corrigée = I 20% - (k * I2) k=0.5 pour 99mTc

50 Atténuation Lorsqu’un faisceau de photons traverse la matière, le nombre de photons initialement présents dans le faisceau diminue La proportion de ces photons perdus dépend de la distance de la source au bord du milieu diffusant, et de l'énergie d'émission de l'isotope. L'absorption d'une partie importante de ces photons utiles entraîne une diminution du signal mesuré

51 Atténuation Pour corriger ce phénomène il faut estimer la cartographie des coefficients d'atténuation du milieu puis corriger les coupes à partir de la formule précédente en recalculant pour chaque pixel N0.

52 Correction Atténuation : Estimation de la carte d’atténuation du patient 
En cas d’atténuation hétérogène, l’acquisition d’une carte d’atténuation patient spécifique est nécessaire. Il faut déterminer l’atténuation pour tous les pixels de l’image, sur chaque ligne de projection, exp(-µ.L). Elle peut être obtenue soit à l’aide d’une acquisition en transmission par la g-caméra (sources externes au patient Tc 99m ou de Gd 153) ou à partir d’image CT . 1: Source externe

53 Correction Atténuation : Estimation de la carte d’atténuation du patient 
2: Scanner Avantage du scanner : Obtention d’une carte d’atténuation faiblement bruitée Pas de superposition entre données d’émission et de transmission Pas de pb de temps mort, d’empilement sur les détecteurs de MN Utilisable en SPECT comme en PET Mais surcoût (machine hybride)

54 Correction Atténuation : Estimation de la carte d’atténuation du patient 
2: Scanner : Apport supplémentaire : - Fusion d’images - Données anatomiques utiles pour la localisation et interprétation Inconvénients: Erreur de localisation possible: Mouvements internes du patients (diaphragme, péristaltisme digestif) - Radioprotection du patient

55 La quantification Il est possible de quantifier la quantité de radioactivité dans une région donnée Sélection d’une région d’intérêt (ROI), manuelle ou automatique activité en cp soit total (somme de l’activité de chaque pixel), soit moyenne par pixel Ex Calcul de la FE VG globale Sélection automatique de régions d’intérêts correspondant : - au VG en fin de diastole - au VG en fin de systole FE (%) = (ATD – ATS) / (ATD) => absence de modélisation des volumes => robustesse et reproductibilité FEVG normale= 55 ± 5%

56 Appareil hybride SPECT/CT

57 Rappels Scintigraphie osseuse standard
dérivés phosphatés (MDP, HMDP…), 99mTc => traceur de l’activité ostéoblastique corps entier ± acquisitions centrées, dynamiques … Examen de référence pour la recherche des métastases ostéoblastiques, et certaines lésions bénignes Forte sensibilité (80-90%) par rapport aux autres modalités (méta) Mais sensibilité < autopsie : se=82% ; Roudier Clin Exp Metastasis 2003 ; 20: (prostate) sensibilité réduite pour les lésions lytiques (intérêt du 18F-FDG) Abe, Ann Nucl Med 2005 ; 19 : 44 patientes, néo sein, lésions lytiques : se = 92 (TEP) versus 73% (Osseuse) lésions blastiques : se = 74 verus 95 Toutes lésions : se MDP= 80%; se FDG = 84% ; se MDP + FDG = 98% Spécificité variable : - élevée en cas de lésions multiples (métastases) - Basse en cas de lésion isolée (1/3 des lésion isolées sont néoplasiques) => confirmation => Amélioration théoriquement possible de la sensibilité => Spécificité à améliorer

58 Tomoscintigraphie 15 ans d’existence Sensibilité > examen planaire
Han etal. Eur J Nucl Med 1998; 25 (6): recherche méta vertébrales se = 87 versus 74 % Mulconrey et al, Spine J 2006 ; 6: => 24% de lésions supplémentaires Pb de reproductibilité de l’interprétation Kappa = 0,46 pour la SPECT (>0,8= excellent, <0,6 = mauvais) Réservée pour les explorations du rachis

59 Regain d’intérêt pour la tomoscintigraphie
=> amélioration de la qualité des images - meilleure sensibilité => couplage au scanner - localisation précise - aide au diagnostique (spécificité)

60 Amélioration des logiciels de reconstruction
RPF => Itérative Temps d’enregistrement Bruit de fond Artéfacts Résolution Contraste

61 Couplage au scanner TDM SPECT

62 Caractéristiques TDM de la SPECT/TDM
Faibles doses, Irradiation patient 2,3±1,7mSv CE = 2,5 mSv TDM= 10 mSv Naturelle= 2,4 mSv Sans injection But : => Correction de l’atténuation (qualité image scintigraphique +) => Repérage anatomique => « Aide » au diagnostic : Tumolale: lésion lytique ou condensante Lésion bénigne : lésion dégénérative, fracture autre origine… Lésion nature indéterminée = sans anomalie ou anomalie TDM indéterminée Mais qualité non diagnostique, pas d’interprétation radiologique

63 Amélioration de la localisation
Lésion MTP en planaire? Lyse isthmique en planaire?

64 Patient de 91 ans , bilan extension adéno K prostate

65 Lésions dégénératives

66 Femme 35 ans, bilan extension néo sein

67

68 Homme 68 ans, Bilan ext néo pulmonaire, CE : absence de lésion focalisée

69 Hypofixations et lyses TDM:
Métastases lytiques multiples

70 Femme 62 ans, Bilan ext néo mammaire,
Hyperfixation inhabituelle orbite gauche, plutôt suspecte TDM: hypertrophie + condensation => l. bénigne (dysplasie fibreuse Méningiome intra-osseux, hyperostose bénigne)

71 Homme 76 ans, Bilan ext néo pulmonaire,
Hyperfixations suspectes costales et costo-vertébrales,

72 Epaississement corticaux diffus, engainement vertébral : maladie de Forestier

73 Patient de 75 ans, ostéopathie fracturaire, rachialgie, recherche fissure
SPECT/CT : hemi-cops + lésion lytique => métastase Hemi-corps ou arc post? Fissure, autre pathologie?

74 JF 21 ans, tendinopathie tibial post chronique, pied plat, recherche lésion dégénérative arrière pied avant chir Plan : fix très intense et bien focalisée, fracture? SPECt/CT : fix en regard d’une lésion lacunaire avec condensation periphérique (ostéonécrose, pathologie bénigne)

75 Homme, 60 ans, douleurs genou gauche depuis 6s, sans facteur déclenchant
Hyperfixation intense Plateau tibial: fracture ? Hyperfixation intraspongieuse : ostéonécrose

76 Patient de 44 ans, bilan ext néo pulmo,
CE : trop belle image Hyperfixation têtes humérales? Hypofixation têtes fémorales? Hyper+hypofixation bilatérale / absence de lyse => ostéonécrose débutante (corticothérapie forte dose)

77 Patient de 56 ans, douleurs hanche gauche
Discrète hyperfixation de la tête fémorale : ostéonécrose ? Hyper + hypofixation, lyse corticale => métastase

78 Conclusion : que retenir? (1)
Introduction Principe de la scintigraphie : imagerie fonctionnelle Notion de traceur La gamma caméra Tête de détection Cristal Guide de lumière Photo-multiplicateurs Informatique Spectrométrie Collimateurs Caractéristiques d’une gamma caméra Résolution en énergie Résolution spatiale Taux de comptage

79 Conclusion : que retenir? (2)
Les différents types d’images scintigraphiques Planaires Tomoscintigraphiques Paramètres conditionnant la qualité Image Matrice (taille des pixels) Statistique de comptage ( n / n) Résolution du système et effet volume partiel Durée des acquisitions Activité injectée Spectrométrie Les limites de l’imagerie scintigraphique (et corrections) Diffusion (fenêtrage) Atténuation (TDM) Caméra hybrides SPECT/CT (correction atténuation Images mixtes scinti/TDM)