Imagerie fonctionnelle nucléaire Philippe Ciuciu (CEA/SHFJ) ciuciu@shfj.cea.fr http://www.madic.org/people/ciuciu CEA/SHFJ

Principe général de l’imagerie fonctionnelle nucléaire Traceur caractéristique d’une fonction métabolique ou physiologique 1. marqueur Marquage 2. Quel est le principe de l’imagerie fonctionnelle ? La plupart des organes ont pour fonction la synthèse d’une molécule spécifique ou l’utilisation d’une molécule pour synthétiser une substance. L’idée sous jacente à l’imagerie fonctionnelle va donc être de : - choisir une molécule caractéristique d’une fonction métabolique ou physiologique spécifique, - de la “marquer” à l’aide d’une substance qui se prête à une détection externe, - de façon à pouvoir déterminer le devenir de la molécule et à étudier ainsi la fonction métabolique ou physiologique. Dans le cas de l’imagerie scintigraphique, ce marquage s’effectue par un isotope radioactif. Etude du devenir de la molécule marquée 3. CEA/SHFJ

Principe de l’imagerie nucléaire :exemple APEX Tg radicalisée LYSOSOME Tg non iodée MIT T4 DIT T3 GOLGI Partie glucidique de Tg RIBOSOME Partie protéique BASE SANG I - ° COLLOIDE Tg iodée T4 T3 C E L U TPO pinocytose 2. Isotope : I-123 3. Matière première indispensable à la fabrication des hormones thyroïdiennes: Iode 1. Par exemple, si on s’intéresse au fonctionnement de la thyroïde, on voit que la matière première indispensable à la fabrication des hormones thyroïdiennes T3 et T4 est l’iode, que la thyroïde puise dans le sang. Si on administre de l’Iode radioactif par voie sanguine, cela va donc permettre d’étudier l’activité métabolique de la thyroïde. Par exemple ici, sur cette image, on note un métabolisme accru dans cette région, qui démontre l’existence d’un nodule thyroïdien. http://www.ccr.jussieu.fr/radioactivite/applications/imagerie.html Etude du devenir de la molécule CEA/SHFJ

Traitement de l’information Les pierres d’angle Détecteur Radiotraceur Les éléments clefs conditionnant le succès de l’imagerie scintigraphique sont donc : - le choix du radiotraceur, qui doit permettre d’étudier le phénomène biochimique ou physiologique d’intérêt, - le détecteur, dont la fonction est de détecter le rayonnement émis par le radiotraceur. - le traitement de l’information détectée par le détecteur, qui va permettre d’obtenir des images de la distribution du radiotraceur dans l’organisme, voire de mesurer sa concentration. Nous allons donc maintenant détailler successivement ces 3 aspects. Traitement de l’information CEA/SHFJ

Radiotraceurs : contraintes chimiques substance traceuse couplage chimique isotope radioactif Administration intraveineuse : stabilité dans le sang Délivrance au tissu cible (passage du plasma dans le tissu) Absence de modification du phénomène physiologique à observer (concentration nanomolaire du radiotraceur) « Fixation » stable à la cible et élimination du traceur n’ayant pas rencontré de cible (traceur spécifique) Liaison forte entre traceur et marqueur Exemples de traceurs : molécules, cellules, ligands, hormones, … Sa fonction va donc être de traquer un phénomène biologique. Le radiotraceur résulte du couplage chimique d’un traceur biologique et d’un marqueur qui va permettre de détecter le traceur. En imagerie scintigraphique, ce marqueur est un isotope radioactif. Pour être utilisé, le radiotraceur doit présenter certaines propriétés : - l’adjonction du marqueur radioactif ne doit pas modifier les propriétés de la molécule considérée. Sa concentration doit donc être extrêmement faible, généralement nanomolaire. - la liaison doit être forte pour éviter que le radioélément ne se détache. Le traceur peut être une molécule, un anticorps, une hormone, un peptide, un médicament, un groupe de molécules, des cellules (globules rouges ou blancs), d’où la possibilité de réaliser une très grande variété d’études fonctionnelles via l’imagerie scintigraphique. La stabilité de la substance traceuse dans le sang n’est pas forcément facile à atteindre du fait de la présence de très nombreuses enzymes protéolitiques dans le plasma. Le passage du flux sanguin aux tissus cibles (sauf pour les cibles vasculaires) peut se faire soit par diffusion passive, soit par un mécanisme de transport actif. Il pose un problème particulier pour l’imagerie du cerveau, où le traceur doit passer la barrière encéphalique. Pour les cibles extracellulaire (récepteurs se trouvant à la surface des cellules, enzymes extracellulaires), le passage dans l’espace intersticiel est suffisant. Pour les cibles intracellulaires, le traceur doit franchir la membrame cellulaire. En outre, la substance traceuse doit rester attachée à sa cible après l’avoir rencontré, tandis que le traceur n’ayant pas rencontré sa cible doit être éliminé le plus rapidement possible de la circulation. CEA/SHFJ

Types de radiotraceurs Substance endogène marquée - e.g., eau marquée Analogue d’une substance endogène e.g., analogue du glucose Molécule présentant une affinité pour un récepteur e.g., système de neurotransmission Exemples de traceurs : molécules, cellules, ligands, hormones, anticorps, neurotransmetteurs, peptide Sa fonction va donc être de traquer un phénomène biologique. Le radiotraceur résulte du couplage chimique d’un traceur biologique et d’un marqueur qui va permettre de détecter le traceur. En imagerie scintigraphique, ce marqueur est un isotope radioactif. Pour être utilisé, le radiotraceur doit présenter certaines propriétés : - l’adjonction du marqueur radioactif ne doit pas modifier les propriétés de la molécule considérée. Sa concentration doit donc être extrêmement faible, généralement nanomolaire. - la liaison doit être forte pour éviter que le radioélément ne se détache. Le traceur peut être une molécule, un anticorps, une hormone, un peptide, un médicament, un groupe de molécules, des cellules (globules rouges ou blancs), d’où la possibilité de réaliser une très grande variété d’études fonctionnelles via l’imagerie scintigraphique. La stabilité de la substance traceuse dans le sang n’est pas forcément facile à atteindre du fait de la présence de très nombreuses enzymes protéolitiques dans le plasma. Le passage du flux sanguin aux tissus cibles (sauf pour les cibles vasculaires) peut se faire soit par diffusion passive, soit par un mécanisme de transport actif. Il pose un problème particulier pour l’imagerie du cerveau, où le traceur doit passer la barrière encéphalique. Pour les cibles extracellulaire (récepteurs se trouvant à la surface des cellules, enzymes extracellulaires), le passage dans l’espace intersticiel est suffisant. Pour les cibles intracellulaires, le traceur doit franchir la membrame cellulaire. En outre, la substance traceuse doit rester attachée à sa cible après l’avoir rencontré, tandis que le traceur n’ayant pas rencontré sa cible doit être éliminé le plus rapidement possible de la circulation. CEA/SHFJ

Radiotraceurs :contraintes physiques (1) couplage chimique marqueur = isotope radioactif Rayonnement alpha Rayonnement beta- : (électrons) Rayonnement gamma Le rayonnement émis par l’isotope doit être détectable L’émission de particules d’intérêt ne doit pas être accompagnée d’émissions de radiations nocives L’isotope radioactif doit aussi être choisi en fonction de ses propriétés physiques : - il doit se préter à une détection externe, c’est à dire par exemple qu’il doit traverser les tissus et s’échapper de l’organisme. => émetteurs de particules alpha ou beta- ne conviennent pas car leur parcours est trop faible pour que ces particules s’échappent de l’organisme. Par exemple, les é-, qui ont un libre parcours moyen très faible dans les tissus, ionisent les molécules toutes proches et sont donc utilisés en radiothérapie, pour détruire les tumeurs. En imagerie, l’objectif n’est pas d’utiliser un rayonnement qui dépose de l’énergie localement, mais d’utiliser un rayonnement qui pourra être détecté en minimisant l’irradiation interne au patient. En imagerie scintigraphique, on est capable de détecter uniquement des photons. On utilise donc des isotopes émetteurs de photons gamma. Mais on peut aussi utiliser des isotopes émetteurs de positons. En effet, les positons ne sortent pas de l’organisme, car, comme tte particule d’antimatière, il s’annihilent dès qu’ils recontrent leur antiparticule, les électrons, qui sont abondants dans l’organisme. Leur parcours dans les tissus biologiques n’est donc que de quelques millimètres. Leur annihilation avec un électron provoque l’émission de 2 photons gamma, d’énergie 511 keV, à 180° l’un de l’autre. Ces photons vont pouvoir être détectés par des détecteurs spécifiques. Un autre paramètre important est l’énergie des isotopes émetteurs de photons gamma. Celle-ci doit être suffisamment grande pour qu’ils s’échappent de l’organisme, mais aussi suffisamment faible pour qu’ils soient détectés.La gamme d’énergie pertinente en imagerie scintigraphique va de 50 keV à 511 keV. Cette dernière énergie est l’énergie des photons émis en coïncidence lors de l’annihilationd’un positon avec un électron. Enfin, le dernier paramètre important lors du choix d’un isotope radioactif est da période, c’est à dire la durée à l’issue de laquelle la quantité de l’isotope est divisée par 2. La période doit être suffisamment longue pour que l’on puisse suivre le processus d’intérêt. Cependant, elle doit aussi être suffisamment courte pour éviter tte irradiation inutile. CEA/SHFJ

Radiotraceurs :contraintes physiques (2) couplage chimique marqueur = isotope radioactif - particules alpha : très ionisantes, peu pénétrantes : parcours trop faible dans les tissus é non adaptés à une détection externe - électrons : ionisants, libre parcours moyen très faible dans les tissus é utilisés uniquement en radiothérapie pour détruire des cellules - photons gamma, résultant de : désexcitation d’un noyau instable annihilation de positons é pénétrants donc adaptés à une détection externe a - L’isotope radioactif doit aussi être choisi en fonction de ses propriétés physiques : - il doit se préter à une détection externe, c’est à dire par exemple qu’il doit traverser les tissus et s’échapper de l’organisme. => émetteurs de particules alpha (noyax dhélium) ou beta- ne conviennent pas car leur parcours est trop faible pour que ces particules s’échappent de l’organisme. Par exemple, les é-, qui ont un libre parcours moyen très faible dans les tissus, ionisent les molécules toutes proches et sont donc utilisés en radiothérapie, pour détruire les tumeurs. En imagerie, l’objectif n’est pas d’utiliser un rayonnement qui dépose de l’énergie localement, mais d’utiliser un rayonnement qui pourra être détecté en minimisant l’irradiation interne au patient. En imagerie scintigraphique, on est capable de détecter uniquement des photons. On utilise donc des isotopes émetteurs de photons gamma. Mais on peut aussi utiliser des isotopes émetteurs de positons, car ceux-ci donnent lieu à l ’émission de photons gamma, comme nous allons le voir dans la suite. Il faut donc retenir que 2 types d ’isotopes sont utiisés en imagerie nucléaire, les isotopes émetteurs de photons gamma, et les isotopes émetteurs de positons. Nous allons maintenant voir plus précisément les caractéristiques de chacun de ces deux types d ’émetteurs.  CEA/SHFJ

Producteurs de photons gamma () - Emetteurs de photons gamma - Emetteurs de positons X* X + g A Z A Z X* Y + b+ + n A Z A Z-1 L’isotope radioactif doit aussi être choisi en fonction de ses propriétés physiques : - il doit se préter à une détection externe, c’est à dire par exemple qu’il doit traverser les tissus et s’échapper de l’organisme. => émetteurs de particules alpha (noyaux dhélium) ou beta- ne conviennent pas car leur parcours est trop faible pour que ces particules s’échappent de l’organisme. Par exemple, les é-, qui ont un libre parcours moyen très faible dans les tissus, ionisent les molécules toutes proches et sont donc utilisés en radiothérapie, pour détruire les tumeurs. En imagerie, l’objectif n’est pas d’utiliser un rayonnement qui dépose de l’énergie localement, mais d’utiliser un rayonnement qui pourra être détecté en minimisant l’irradiation interne au patient. En imagerie scintigraphique, on est capable de détecter uniquement des photons. On utilise donc des isotopes émetteurs de photons gamma. Mais on peut aussi utiliser des isotopes émetteurs de positons, car ceux-ci donnent lieu à l ’émission de photons gamma, comme nous allons le voir dans la suite. Il faut donc retenir que 2 types d ’isotopes sont utilisés en imagerie nucléaire, les isotopes émetteurs de photons gamma, et les isotopes émetteurs de positons. Nous allons maintenant voir plus précisément les caractéristiques de chacun de ces deux types d ’émetteurs. CEA/SHFJ

X* X + g Emetteurs de photons  - rayonnement pas directement ionisant Emission d’un photon lors du retour d’un noyau de l’état excité à l’état stable X* X + g - rayonnement pas directement ionisant - spectre de raies : photons g émis à des énergies bien déterminées éradioisotope caractérisé par ses énergie d’émission A Z A Z 99m 43 Tc 142,7 keV 140,5 keV 0 keV g1 g2 g3 99 43 CEA/SHFJ

X* Y + b+ + n Emetteurs de positons Emission d’un positon par transformation d’un proton en un neutron et un positon, avec émission d’un neutrino X* Y + b+ + n - spectre d’émission continu : énergie cinétique du positon comprise entre 0 et Emax Annihilation du positon avec un électron du milieu É 2 photons g émis de 511 keV à ~ 180°±0.2° A Z Z-1  + - CEA/SHFJ

Radiotraceur : contraintes physiques (3) Energie du rayonnement émis - suffisamment élevée pour que les photons s’échappent de l’organisme - pas trop élevée pour que les photons puissent être détectés é entre 70 et 511 keV 105 105 102 1 10-3 g X UV IR mondes radio 101 visible 3.1019 3.1016 3.1014 3.1015 3.1011 3.108 Pour les deux types d ’émetteurs, deux caractéristiques physiques sont importantes : D ’une part, l ’énergie des photons gamma émis pour les émetteurs gamma. En effet, cette énergie ne doit pas être trop faible, car sinon, les photons perdent toute leur énergie en traversant l ’organisme et ne peuvent pas se préter à une détection externe. Elle ne doit pas non plus être trop élevée, sinon, les photons vont traverser les détecteurs dont on dispose sans interagir, et ne seront donc pas détectés. .La gamme d’énergie pertinente en imagerie scintigraphique va de 50 keV à 511 keV. Cette dernière énergie est l’énergie des photons émis en coïncidence lors de l’annihilationd’un positon avec un électron. 50 keV = 0.02 nm 511 keV = 2.4 pm Enfin, un autre paramètre important lors du choix d’un isotope radioactif est da période, c’est à dire la durée à l’issue de laquelle la quantité de l’isotope est divisée par 2. La période doit être suffisamment longue pour que l’on puisse suivre le processus d’intérêt. Cependant, elle doit aussi être suffisamment courte pour éviter tte irradiation inutile. CEA/SHFJ

Radiotraceur : contraintes physiques (3) Période physique T du radio-isotope durée à l’issue de laquelle la quantité d’isotope est divisée par 2: N = N0 exp(-lt) et T = ln2/l suffisamment grande pour avoir le temps de suivre le processus d’intérêt - suffisamment courte pour éviter les irradiations inutiles entre 2 minutes et plusieurs heures Pour les deux types d ’émetteurs, deux caractéristiques physiques sont importantes : D ’une part, l ’énergie des photons gamma émis pour les émetteurs gamma. En effet, cette énergie ne doit pas être trop faible, car sinon, les photons perdent toute leur énergie en traversant l ’organisme et ne peuvent pas se préter à une détection externe. Elle ne doit pas non plus être trop élevée, sinon, les photons vont traverser les détecteurs dont on dispose sans interagir, et ne seront donc pas détectés. .La gamme d’énergie pertinente en imagerie scintigraphique va de 50 keV à 511 keV. Cette dernière énergie est l’énergie des photons émis en coïncidence lors de l’annihilationd’un positon avec un électron. 50 keV = 0.02 nm 511 keV = 2.4 pm Enfin, un autre paramètre important lors du choix d’un isotope radioactif est da période, c’est à dire la durée à l’issue de laquelle la quantité de l’isotope est divisée par 2. La période doit être suffisamment longue pour que l’on puisse suivre le processus d’intérêt. Cependant, elle doit aussi être suffisamment courte pour éviter tte irradiation inutile. CEA/SHFJ

Isotope émetteur de photons  privilégié : le Tc-99m Technétium 99m (1960) : énergie = 140 keV T = 6 h Tc-99m TcO4- précurseur : molybdène 99 (Mo99) L’isotope émetteur de photons gamma conciliant le mieux les variables biologiques, chimiques et physiques, et qui est actuellement le plus utilisé en imagerie nucléaire est le Tc-99m. La découverte du Tc-99m, en 1960, a joué un rôle déterminant dans l’expansion de l’imagerie nucléaire. Energie des rayonnements émis, 140 keV, est particulièrement bien adapté à des détecteurs que l’on sait fabriquer à un coût acceptable. La période du Tc-99m est de 6h. Un autre avantage du Tc-99m est que sa production est aisée, et permet donc d’alimenter facilement les services hospitaliers. Tous les émetteurs de photons gamma sont produits par des réacteurs nucléaires. Pour fabriquer le Tc-99m, on produit son précurseur radioactif, le molybdène 99 dans un réacteur nucléaire. On le fixe sur une colonne de chromatographie, et on place le tout dans un étui plombé. Dans la colonne, le molybdène se transforme en Tc-99m, avec une période physique de 66 heures. Autrement dit, la quantité de molybdène diminue de moitié toutes les 66 heures, et est remplacée par du Tc-99m. L’hôpital dispose de ce générateur pendant plusieurs jours, et à tout instant, une infirmière peut extraire du Tc-99m du générateur. Un kit de préparation permet ensuite de préparer le radiopharmaceutique tel qu’il doit être administré au patient. Le générateur de Tc99m a un fonctionnement relativement simple. Il consiste en une colonne d’alumine (rôle d’absorbants des ions), dans laquelle se trouvent des anions Molybdate Mo99O42-. Cette colonne est placé dans un blindage en plomb, et est reliée à un tube permettant l’élution du molybdate par une solution de chlorure de sodium, qui sépare les ions pertechnetate TcO4- des ions molybdate. Ce sont les ions pertechnetate qui sont utilisees pour le marquage de différents traceurs. system used to generate a radionuclide for routine clinical practice.The most widely used generator system is the molybdenum-99/technetium-99m generator on which much of current routine nuclear imaging relies. In this generator, the mother nuclide Mo-99 decays into the daughter nuclide Tc-99m with a half life of 2.7 days, which itself has a half life of 6 hours. Other generator systems have been built, among them a Sr-82/Rb82 generator for PET imaging, with Rb82 having a half-life of 2 minutes and behaving like thallium Tl and a Rb-81/Kr81m generator which yields a short-lived (13 s) krypton Kr gas for ventilation studies. These generator systems are so expensive that their clinical use is only feasible in centres with a very large patient throughput. In a generator such as the Mo-99/Tc-99m radionuclide generator in which the half-life of the mother nuclide is much longer than that of the daughter nuclide, 50% of equilibrium activity is reached within one daughter half-life, 75% within two daughter half-lives. Hence, removing the daughter nuclide from the generator ("milking" the generator) is reasonably done every 6 hours or, at most, twice daily in a Mo-99/Tc-99m generator. Most commercial Mo-99/Tc-99m generators use column chromatography, in which Mo-99 is adsorbed onto alumina. Pulling normal saline through the column of immobilized Mo-99 elutes the soluble Tc-99m, resulting in a saline solution containing the Tc-99m which is then added in an appropriate concentration to the kits to be used (Fig.1). The useful life of a Mo-99/Tc-99m generator is about 3 half lifes or approximately one week. Hence, any clinical nuclear medicine units purchase at least one such generator per week or order several in a staggered fashion. colonne d’alumine de 99MoO42- séparation des ions TcO4- et 99MoO42- fission de l’U235 molybdène 99 : Mo99 (T=67h) CEA/SHFJ

Isotope émetteur de positons privilégié : le F18 Fluor 18 : T = 110 min Bombardement de noyaux stables par des protons ou des deutérons HO O F18 HO HO OH F18 En ce qui concerne les émetteurs de positons, l’isotope le plus utilisé est le fluor 18. En particulier, le F18 sert à marquer un analogue du glucose, le désoxyglucose, pour donner le fluorodéoxyglucose. Le fluorodésoxyglucose, subit la première étape normale de la dégradation du glucose, mais son métabolisme s’arrète à cette étape. Ainsi, le FDG s’accumule dans les organes au prorata de la consommation tissulaire de glucose, et est actuellement énormément utilisé notamment en imagerie cardiaque ou cérébrale, où il permet d’étudier le métabolisme du glucose, ou encore en oncologie où il permet de détecter précocément les tumeurs cancéreuses, tumeurs dont le métabolisme glucidique est exacerbé. La production des émetteurs de positons requiert un cyclotron et un laboratoire de radiochimie. Compte tenu de la courte période des émetteurs de positons, le cyclotron doit être à proximité de l’hôpital. La lourdeur de cette infrastructure explique en partie le fait que l’imagerie des émetteurs de positons soit pour l’instant moins développée que l’imagerie des émetteurs de photons gamma. FDG CEA/SHFJ

Isotopes utilisés en imagerie nucléaire Energie Période Emetteurs de photons  Technétium 99m 140 keV 6 heures Iode 123 159 keV 13 heures Thallium 201 Indium 111 71 171keV keV 73 heures 67 heures Emetteurs de positons + Oxygène 15 511 keV 2 minutes Je vous ai cité les 2 radioisotopes leaders, parmi les radioisotopes utilisés en imagerie gamma ou en imagerie de positons, mais d’autres isotopes sont également utilisés. En voici les principales caractéristiques. On remarquera que les émetteurs gamma ne sont pas des atomes qui sont des constituants naturels de l’organisme. Ils ont tous des périodes relativement longues. A l’opposé, les émetteurs de positons sont des isotopes d’éléments naturellement présents dans l’organisme. Ils ont des périodes plutôt courtes. Tous “émettent” à 511 keV. Pourquoi ? Azote 13 511 keV 10 minutes Carbone 11 511 keV 20 minutes Fluor 18 511 keV 110 minutes Brome 76 511 keV 978 minutes CEA/SHFJ

Avantages/inconvénients des radiotraceurs Grande sensibilité : concentration nanomolaire ou picomolaire Isotopes d’éléments naturellement présents dans l’organisme (C, O, H), d’où possibilité de marquage sans altérer les propriétés biochimiques de molécules Radiations ionisantes Aucun contrôle de l’activité du radiotraceur non fixé à sa cible : bruit de fond The biosynthesizer unit depicted above can be used to produce a variety of clinically useful radiolabeled compounds. Radioisotopes produced with the cyclotron are transfered to the biosynthesizer unit and attached to clinically useful biological markers. La production des émetteurs de positons requiert un cyclotron et un laboratoire de radiochimie. Compte tenu de la courte période des émetteurs de positons, le cyclotron doit être à proximité de l’hôpital. La lourdeur de cette infrastructure explique en partie le fait que l’imagerie des émetteurs de positons soit pour l’instant moins développée que l’imagerie des émetteurs de photons gamma. Le fluorodésoxyglucose, subit la première étape normale de la dégradation du glucose, mais son métabolisme s’arrète à cette étape. Ainsi, le FDG s’accumule dans les organes au prorata de la consommation tissulaire de glucose, et est actuellement énormément utilisé notamment en imagerie cardiaque ou cérébrale, où il permet d’étudier le métabolisme du glucose, ou encore en oncologie où il permet de détecter précocément les tumeurs cancéreuses, tumeurs dont le métabolisme glucidique est exacerbé. CEA/SHFJ

Types d’émetteurs et techniques d’imagerie nucléaire Emetteurs de  Emetteurs de positons  + + - scintigraphie planaire tomographie d’émission monophotonique : SPECT ou TEMP tomographie par émission de positons : PET ou TEP Aux 2 types d’émetteurs que nous venons de voir, correspondent 2 techniques d’imagerie en médecine nucléaire : - l’imagerie des photons gamma, appelée souvent scintigraphie planaire (2D) ou tomographie d’émission monophotonique (3D), - l’imagerie des émetteurs de positons, appelée tomographie par émission de positons. CEA/SHFJ

Traitement de l’information Les détecteurs Détecteur Radiotraceur Les éléments clefs conditionnant le succès de l’imagerie scintigraphique sont donc : - le choix du radiotraceur, qui doit permettre d’étudier le phénomène biochimique ou physiologique d’intérêt, - le détecteur, dont la fonction est de détecter le rayonnement émis par le radiotraceur. - le traitement de l’information détectée par le détecteur, qui va permettre d’obtenir des images de la distribution du radiotraceur dans l’organisme, voire de mesurer sa concentration. Nous allons donc maintenant détailler successivement ces 3 aspects. Traitement de l’information CEA/SHFJ

1948 : Comptage des rayonnements gamma point par point La première technique utilisée pour avoir une image du radiotraceur consistait à utiliser un compteur Geiger-Müller, c’est-à-dire un compteur à gaz, et à le déplacer point par point pour mesurer l’activité en chaque point, et obtenir ainsi une image. C’est ainsi que l’on a obtenu les premières “images” de la thyroïde, en utilisant l’I-131 comme radiotraceur. Compteur Geiger-Müller I-131 Mesure de l’activité en chaque point : « image » de l’émission de photons  CEA/SHFJ

1951 : Scintigraphe à balayage collimateur spectromètre cristal imprimante PM asservissement mécanique Quelques années plus tard, le compteur Geiger a été remplacé par un détecteur utilisant un cristal à scintillation. Celui-ci arrête les photons et les transforme en impulsions lumineuses qu’un tube photomultiplicateur transforme à son tour en courant électrique. Le collimateur, en plomb, arrête les rayonnements provenant d’autres organes que l’organe analysé. Très vite, un mécanisme de balayage automatique du détecteur se substitua au déplacement manuel. C’est ainsi que le scintigraphe à balayage est apparu. On a ainsi réalisé des examens de la thyroïde, illustré ici, mais aussi du foie ou encore des reins. Le scintigraphe à balayage est toujours utilisé à l’heure actuelle en scintigraphie thyroïdienne, sachant que compte tenu de la petite taille du champ à explorer, l’approche par balayage n’est pas très pénalisante. Les principaux inconvénients de ce dispositif est que le balayage d’un plan point par point est lent. Bien sur, les examens dynamiques sont impossibles. http://wwwcjp.u-clermont1.fr/Acomen/thyr2/index.html é scintigraphie CEA/SHFJ

* 1958 : Gamma caméra électronique d’acquisition PM guide de lumière cristal collimateur Le détecteur qui permit réellement l’expansion de l’imagerie scintigraphique des photons gammas fut inventé en 1958 par Hal Anger. Il s’agit de la gamma caméra. Una gamma caméra est constituée : - d’un collimateur, - d’un cristal scintillant, - d’un guide de lumière, - de plusieurs dizaines de tubes photomultiplicateurs, - et d’un circuit de positionnement. Comme les caméras à scintillation actuelles reposent toujours sur le principe de la caméra de Anger, nous allons examiner un peu plus en détails son fonctionnement, et le rôle de ses différentes composantes. CEA/SHFJ

Principe de la gamma caméra électronique d’acquisition PM * guide de lumière cristal NaI(Tl) : 8-12 mm collimateur * L’objectif de la gamma caméra est de permettre la localisation de la distribution du radiotraceur dans l’organisme. Pour cela, le collimateur sert à selectionner la direction des photons incidents, de sorte que les photons détectés le soient à une position qui correspond à leur lieu d’émission. Le collimateur le plus classique est le collimateur à canaux parallèles, qui laisse passer uniquement les photons qui arrivent perpendiculairement au plan de la caméra. Pour ce type de collimateur, seulement 1 photon sur 10000 environ franchit le collimateur. Les caractéristiques optimales du collimateur, par exemple son épaisseur ou encore l’écartement des canaux, dépendent de l’énergie du radiotraceur. Il existe donc des collimateurs de différentes géométries adaptés aux acquisitions réalisées avec différents radioéléments. Suivant le radioélément considéré, on choisit le collimateur le mieux adapté. Les photons franchissant ainsi le collimateur arrive dans un grand cristal scintillant. Ce cristal a pour rôle de stopper les photons incidents. En outre, le cristal étant scintillant, le dépôt d’énergie du photon dans le cristal crée des scintillations lumineuses. D’où le nom de scintigraphie donné aux examens, et de caméra à scintillation donné aux gamma caméra. Dans le cas des cristaux NaI(Tl), utilisés sur les gamma caméras, la lumière des scintillations est une lumière bleu-verte (415 nm environ = 3 eV). Les paramètres importants du cristal sont : * sa densité (puisque plus le cristal est dense et plus il va arréter de photons, donc plus grande sera l’efficacité de détection). * le libre parcour moyen des photons dans le cristal : plus celui ci est faible, meilleure sera la résolution spatiale dans les images. * la constante de décroissance de la lumière émise par le cristal. Plus celle-ci sera faible, plus le taux de comptage sera rapide. Avec une constante de décroissance de 230 ns, plusieurs dizaines de milliers de coups par secondes peuvent être enregistrés : 2000 cps et par PM soit plus de 150 000 cps/tout le champ. * le rendement lumineux, qui est la quantité de lumière fournie par énergie incidente (photons/MeV). 13% de l’énergie déposée est réémise sous forme de photons de fluorescence d’énergie 3 eV (430 nm). Par exemple, pour 140 keV déposé dans le cristal, environ 6000 photons de fluorescence sont émis. Le cristal est généralement interfacé avec un guide de lumière, qui minimise la perte de lumière lors du transport des photons lumineux vers les tubes photomultiplicateurs. NaI(Tl) : ~ 430 nm ~ 3 eV = lumière bleue-verte densité : 3,7 g/cm3 constante de décroissance : 230 ns => 2000 cps / PM rendement lumineux : 13% CEA/SHFJ

Tubes photomultiplicateurs * photocathode anode - + Vc < V1 < ...... Va dynodes signal électrique photons lumineux émis par le cristal e- La surface du cristal est recouverte d’un ensemble de tubes photomultiplicateurs, disposés généralement suivant un réseau hexagonal, pour minimiser les espaces morts. Typiquement, 75 multiplicateurs recouvrent la surface du cristal. Le rôle des tubes photomultiplcateurs est de convertir les signaux lumineux constitués par quelques centaines de photons en électrons. Le principe est le suivant : c’est un tube à vide qui comporte une photocathode (potentiel négatif) et une anode (potentiel positif) entre lesquelles se trouvent des dynodes, qui sont des électrodes à potentiels intermédiaires. Frapée par des photons lumineux, la photocathode émet des électrons par effet photoélectrique. Au niveau des dynodes se produit une émission secondaire d'électrons. Chacun des photoélectrons extrait de la cathode, est accéléré par la différence de potentiel V = V1-Vc entre la première dynode et la cathode. S'il atteint la dynode avec une énergie cinétique e*V suffisante, il peut en arracher P autres électrons. Ce nombre dépend de l'énergie cinétique de l'électron incident. En général on se contente d'une centaine de volts pour V, ce qui donne P = 4 ou 5. Les 4 ou 5 électrons sont ensuite accélérés par la différence de potentiel entre la première et la deuxième dynode ; en frappant celle-ci, ils en arrachent chacun P électrons, et ainsi de suite. Après 9 dynodes, le nombre d'électrons est de P^9 pour chaque électron arraché à la cathode (d'où le nom de photomultiplicateur donné à cet appareil). Les électrons résultants donnent donc un signal électrique mesurable en sortie. Le facteur d’amplification des PM peut aller jusqu’à 10^6. CEA/SHFJ

Circuit de positionnement  tubes PM guide de lumière cristal 12+20+18 x 12 e 112 * 3 2 1 1 2 3 6 12 18+24+6 6+24+18 x0 e96 10 36+20+6 x * Le signal électrique en sortie des tubes photomultiplicateurs est alors traité par un circuit de positionnement, qui permet de déterminer la position de la scintillation lumineuse, et par conséquent la position de l’interaction entre le photon gamma et le cristal. Le principe est le suivant : la lumière reçue par chaque PM dépend de la position de ce dernier par rapport au point d’interaction du gamma dans le cristal. Cette quantité de lumière dépend de l’angle solide sous lequel chaque PM “voit” la scintillation. Le circuit de positionnement est constitué d’un circuit de résistances, dont les valeurs sont judicieusement choisies pour permettre la localisation des événements détectés. Par exemple à gauche, supposons que les signaux électriques délivrés par les différents PM soient 6, 12 et 6. Compte tenu des valeurs des résistances indiquées, à gauche, on va mesurer un potentiel de 6*3 = 18 + 12*2 = 24 + 6*1 =6, soit 48 au total. Un calcul similaire montre qu’à droite, on va également mesurer un potentiel de 48. Les valeurs mesurées à droite et à gauche étant identique, la ddp est nulle, et on en déduit que l’événement a été détecté au centre du champ de vue. A droite, un exemple similaire montre ce qui se passe quand le photon est périphérique. En sortie du circuit de positionnement, on dispose donc du lieu où le photon a été détecté. En outre, la sommation des signaux pondérés reçus par les différents PM donne une valeur proportionnelle à l’énergie déposée dans le cristal. L’information énergie est analysée par un spectromètre, qui va ne conserver que les photons dont l’énergie est comprise entre telle et telle borne. CEA/SHFJ

Caractéristiques des gamma caméras Résolution spatiale Résolution en énergie Linéarité géométrique Uniformité de la réponse Taux de comptage Dépendent de : collimateur nombre de tubes photomultiplicateurs performances des tubes photomultiplicateurs é nature et épaisseur du cristal é électronique de traitement du signal Voici quelques caractéristiques importantes de l’imagerie monophotonique qu’il faut connaître. Résolution spatiale: Plus petite distance entre 2 sources ponctuelles séparées Mesurée par la largeur à mi-hauteur (LMH) de la réponse à une source ponctuelle Phénomène d’empilement : Détection de 2 événements à un intervalle de temps inférieur à la largeur de base des impulsions de l’amplificateur Résolution en énergie : Capacité de sélectionner précisément les photons  en fonction de leur énergie Mesurée par le rapport de la LMH de la réponse en énergie à la valeur moyenne de cette réponse = LMH/E (en %) Linéarité géométrique : capacité de la caméra à déterminer précisément les coordonnées de l’interaction du photon  dans le cristal Mesurée par l’écart maximum entre l’image d’une source linéaire et la position réelle de la source linéaire, divisé par sa longueur (en %) Uniformité géométrique : aptitude de la caméra à fournir une image homogène lorsqu’elle est soumise à un flux homogène de photons. Uniformité intégrale (UI) mesurée par la variation maximale du nombre de coups par pixel dans toute l’image (en pourcent) obtenue à partir d’un flux homogène de photons Taux de comptage : capacité de détecter un grand nombre de photons par sec. en conservant la proportionnalité entre nombre de photons émis/détectés Mesurée par le taux de comptage maximum ou le taux de comptage avec X% de pertes par rapport au taux de comptage attendu CEA/SHFJ

Résolution spatiale Plus petite distance entre 2 sources ponctuelles séparées Mesurée par la largeur à mi-hauteur (LMH) de la réponse à une source ponctuelle R = Ri2 + Rcolli2 é Ri ~ 3 mm, Rcolli ~ 7 à 13 mm à 10 cm é limitée par la résolution du collimateur D’autant meilleure que : é le nombre de photoélectrons issus des tubes PM est grand é le cristal est mince é les phénomènes d’empilement sont réduits é les canaux du collimateur sont de faible diamètre é les tubes PM présentent des réponses homogènes image résolution spatiale x LMH source ponctuelle CEA/SHFJ

Phénomène d’empilement Détection de 2 événements à un intervalle de temps inférieur à la largeur de base des impulsions de l’amplificateur 1 2 3 4 temps CEA/SHFJ

Résolution en énergie D’autant meilleure que : Capacité de sélectionner précisément les photons  en fonction de leur énergie Mesurée par le rapport de la LMH de la réponse en énergie à la valeur moyenne de cette réponse = LMH/E (en %) D’autant meilleure que : é le nombre de photoélectrons issus des tubes PM est grand (réduction des fluctuations statistiques) é l’énergie du radioisotope est élevée é les phénomènes d’empilement sont réduits é les tubes PM présentent des réponses homogènes LMH E source mono énergétique spectre des photons détectés g énergie CEA/SHFJ

Linéarité géométrique Capacité de la caméra à déterminer précisément les coordonnées de l’interaction du photon  dans le cristal Mesurée par l’écart maximum entre l’image d’une source linéaire et la position réelle de la source linéaire, divisé par sa longueur (en %) D’autant meilleure que : é le nombre de tubes photomultiplicateurs est élevé é la réponse des photocathodes des tubes PM est homogène é la correction de linéarité est efficace source linéaire Dx/L image résultante L la correction de linéarité est efficace (compensation en temps réel des distorsions mesurées à partir de l’image d’un objet de référence) CEA/SHFJ

Uniformité de la réponse de la caméra Aptitude de la caméra à fournir une image homogène lorsqu’elle est soumise à un flux homogène de photons Uniformité intégrale (UI) mesurée par la variation maximale du nombre de coups par pixel dans toute l’image (en pourcent) obtenue à partir d’un flux homogène de photons Uniformité différentielle (UD) mesurée par la variation maximum du nombre de coups par pixel dans des petites régions (en pourcent) sur l’image obtenue à partir d’un flux homogène de photons D’autant meilleure que : é les écarts de gains entre les TPM sont faibles é la réponse des photocathodes des TPM est homogène é la correction d’homogénéité en temps réel est efficace max UI = 100(max-min)/(max+min) min UD =max [100(maxi-mini)/(maxi+mini) ] i CEA/SHFJ

Taux de comptage Capacité de détecter un grand nombre de photons par sec. en conservant la proportionnalité entre nombre de photons émis/détectés Mesurée par le taux de comptage maximum ou le taux de comptage avec X% de pertes par rapport au taux de comptage attendu D’autant meilleur que : é que le temps mort est faible : temps pendant lequel la caméra est en train de traiter un événement et est indisponible pour en traiter un second é que le phénomène d’empilement est faible é que le cristal a une constante de décroissance rapide si arrivée simultanée de deux événements d’énergie respective E et E’ alors détection d’1 événement détecté d’énergie ~ E+E’, du coup rejet par la fenêtre spectrométrique du coup perte de comptage de cet événement CEA/SHFJ

Evolution des performances des détecteurs TEMP : synthèse Résolution spatiale cristaux plus fins, photomultiplicateurs plus nombreux numérisation du signal en sortie des PM cristaux de 9,6 mm, 107 PM résolution spatiale intrinsèque (sans collimateur) : 3 à 4,5 mm résolution spatiale extrinsèque : > 6 mm Résolution en énergie : 8 à 11% Taux de comptage : 200 000 cps avec 20% de perte CEA/SHFJ

Évolution des performances des  caméras Premières gamma caméras - résolution spatiale intrinsèque ~13 mm - résolution en énergie ~20% à 140 keV - linéarité géométrique > 1 mm - uniformité ~ 20% - Taux de comptage max ~50000 coups/s Taux de comptage avec 20% de perte < 20 000 coups/s Gamma caméras actuelles - résolution spatiale intrinsèque < 4 mm - résolution énergie ~ 10% à 140 keV - linéarité géométrique ~ 0,1 mm - uniformité ~ 3% - taux de comptage max ~ 300 000 coups/s - taux de comptage avec 20% de perte ~ 200 000 coups/s Capacité de détecter un grand nombre de photons par sec. en conservant la proportionnalité entre nombre de photons émis/détectés Mesurée par le taux de comptage maximum ou le taux de comptage avec X% de pertes par rapport au taux de comptage attendu CEA/SHFJ

* Images planaires CEA/SHFJ Une telle gamma caméra fournit des images 2D de la projection d’activité dans un objet tridimensionnel. On peut obtenir ainsi des images de toutes les parties du corps humain : - des images de thyroïde (cours acomen), - des images pulmonaires http://gamma.wustl.edu/vq009te161.html (normal perfusion). - des images des reins par exemple http://gamma.wustl.edu/rs014te143.html CEA/SHFJ

Evénements détectés en SPECT * photons primaires é bien localisés sur la ligne de projection é information utile direction apparente du photon détecté * différents types d’événements sont détectables en SPECT : les photons primaires qui sont bien localisés sur la ligne de projection ou les photons diffusés pour lesquels la direction apparente de détection correspond à une mauvaise localisation de l’activité et du coup génèrent un taux de comptage et donc une quantification erronée Comment peut on quantifier ce biais et l’importance de ces événements parasites ? photons diffusés é localisation erronée é diminution du contraste des images é biais quantitatif CEA/SHFJ

Importance des événements parasites en SPECT Proportion de photons diffusés dans la fenêtre d’acquisition ~30% pour le Tc99m >50% pour le Tl201 é dépend de la morphologie du patient é dépend du radioisotope Correction nécessaires … nb d’événements détectés énergie énergie d’émission ). en étudiant le spectre d’énergie émise dans la fenêtre d’acquisition (autour de 140keV en SPECT) ; la proportion de photons diffusés dépend du radioisotope mais aussi de la morphologie du patient On devra donc opérer des corrections de ces biais (nous verrons ça plus tard) ; CEA/SHFJ

Scintigraphie osseuse au Tc-99m Voici des examens réalisés avec un radiotraceur marqueur de la construction osseuse, avec un marquage au Tc-99m. A gauche, vous pouvez voir une scintigraphie osseuse normale, en face antérieure et postérieure. La fixation osseuse du traceur est homogène. A droite, il s’agit d’un autre patient, atteint d’un cancer des poumons. La scintigraphie osseuse fait apparaître de multiples métastases, notamment au niveau des côtes. La scintigraphie osseuse est un des examens les plus employés pour effectuer un bilan d’extension des cancers, et notamment pour détecter l’existence de métastases à distance de la tumeur primitive. http://www.crump.ucla.edu/NM-Mediabook/frame_cases.html normale métastases osseuses CEA/SHFJ

Imagerie cardiaque dynamique : scintigraphie cavitaire Tc-99m P R T 1 16 Fin de diastole Fin de systole N Fraction d’éjection Un autre exemple d’examen dynamique est la scintigraphie cardiaque synchronisée à l’ECG. Le cycle cardiaque est divisé par exemple en 16 phases, et les images correspondant à chacun de ces petits intervalles de temps sont acquises pendant plusieurs cycles cardiaques. Ensuite, toutes les images acquises pendant la premiere phase sont sommées, pour donner l’image correspondant à cette première portion du cycle, toutes les images acquises pendant la seconde phase sont également ajoutées et donnent l’image correspondant à la deuxième phase du cycle, etc. On a donc à la fin autant d’images que de phases. Il s’agit ici d’une scintigraphie cavitaire réalisée en marquant des globules rouges avec du Tc-99m. La répartition du traceur permet d’étudier l’évolution du volume de la cavité cardiaque au cours du cycle cardiaque. La comparaison des valeurs du volume en fin de systole et en fin de diastole permet de calculer des indices tels que la fraction d’éjection dont l’intérêt diagnostique et pronostique a été largement démontré en cardiologie, et qui est un indicateur précis dans la prise en charge des sujets atteints de pathologies coronariennes. 100 x Ned - Nes Ned ed es t CEA/SHFJ

Irradiations liées aux examens mSv 7 os myoc. poum. scanner techn. naturelle organ. Paris / NY scintigraphie radio / coupe / an / an / an Avant de continuer, il me semble important de vous donner une indication sur l’irradiation consécutive à de tels examens, qui peuvent paraître invasifs. Voici donc un diagramme représentant la dose reçue lors de scintigraphies classiquement réalisées. Ces valeurs sont à comparer aux doses engendrées par des examens qui vous sont certainement plus familiers, telles que les radio pulmonaires, ou le scanner. J’insiste sur le fait que la dose mentionnée ici pour le scanner est la dose recue lors de l’acquisition d’une seule coupe. Il faut être conscient du fait qu’un examen scanner comprte généralement l’acquisition de plusieurs coupes. Enfin, j’ai aussi reporté les doses reçues par irradiation naturelle ou par l’irradiation émanant des radiositopes naturellement incorporés dans l’organisme, tel que le carbone 14. Radioisotopes incorporés dans l’organisme (potassium 40, carbone 14) : 1.3 mSv / an. Tech. = 1 mSv / an Paris-NY : 0.03 mSv CEA/SHFJ

Imagerie 3D des émetteurs de photons  reconstruction tomographique Recueil d’images sous différentes incidences projections CEA/SHFJ

Différents types de détecteurs en SPECT Plutôt que d’utiliser une seule tête de détection et de la faire tourner autour du patient, les détecteurs actuels tendent à être dotés de plusieurs têtes de détection qui tournent autour du patient. Ceci a l’avantage d’augmenter la sensibilité de détection pour une même durée d’acquisition. CEA/SHFJ

Notion de sinogramme en SPECT Ensemble des lignes de projection correspondant à une coupe q2 q3 q1 x x q CEA/SHFJ

Notion de sinogramme en SPECT détecteur en position  une projection  coupe yi x y sinogramme correspondant à la coupe yi x x coupe yi  y 1 acquisition : P projections X x Y ou Y sinogrammes X x P CEA/SHFJ

Sinogrammes et projections Sinogrammes et projections contiennent les mêmes informations : ils ne diffèrent que par l’organisation  sinogramme correspondant à la coupe zi Sinogramme : information relative à une coupe pour tous les angles de projection. z projection correspondant à l’angle  Projection : information relative à toutes les coupes, mais pour une incidence angulaire unique. CEA/SHFJ

Compris ? On dispose de 64 projections de dimension 128 pixels (dans la direction axiale ) x 256 pixels Combien de coupes transaxiales peut-on reconstruire sans interpolation ? Combien de sinogrammes peut-on former à partir de ces projections ? Quelles sont les dimensions d’un sinogramme ? 128 64 lignes et 256 colonnes CEA/SHFJ

Détecteur pour la tomographie d’émission de positons (TEP) circuit de coïncidence ligne de réponse cristaux BGO, LSO ou GSO 511 keV Le principe des détecteurs que je vous ai présentés jusqu’à présent est celui des gamma caméras permettant la détection monophotonique.Voyons maintenant brièvement avec quel type de machines les émetteurs de positons sont détectés. Les détecteurs PET présentent plusieurs spécificités par rapport aux détecteurs SPECT : - plutôt que d’avoir une ou plusieurs têtes de détection en rotation autour du patient, on a une couronne continue de détecteurs qui encercle le patient. - plutôt que d’avoir un collimateur physique pour sélectionner la direction des photons incidents, la collimation s’effectue électroniquement, en utilisant le fait que les photons issus de l’annihilation des positons sont émis en coïncidence. La collimation électronique consiste à détecter les couples d’événements qui arrivent sur le détecteur dans une fenêtre de temps très brève (quelques nannosecondes) et à considérer que ces couples d’événements correspondent à l’annihilation d’un positon. La ligne de coïncidence définie par ces couples d’événements permet de déterminer la direction des photons incidents et de créer des projections. Par exemple, tous les événements détectés sur des lignes de coïncidences parallèles à cette direction constitueront la projection correspondant à cette incidence angulaire. - En réarrangeant ainsi les données acquises, on va donc disposer, comme en SPECT, d’un ensemble de projections correspondant à la distribution d’activité émanant du patient vue sous différentes incidences angulaires. Comme en SPECT, par reconstruction tomographique, ces projections vont permettre d’estimer la distribution d’activité tridimensionnelle dans l’organisme. Une autre différence entre caméra SPECT et PET est que les cristaux utilisés sont différents, sachant que les photons détectés en PET ont une énergie plus élevée que les photons des émetteurs de photons gamma. Aux cristaux NaI(Tl) sont généralement préférés des cristaux plus denses, tels que le BGO (Germanate de Bismuth). Comme en TEP, on image toujours du 511 keV, il est plus facile d’optimiser les composantes du détecteur qu’en SPET Collimation électronique : beaucoup plus grande sensibilité : ~0,4% Cristal plus dense ; Imagerie à 511 keV seulement CEA/SHFJ

Evénements détectés en PET Coïncidences vraies * é bien localisées sur la ligne de projection é information utile Coïncidences diffusées * é mauvaise localisation é diminution du contraste é biais quantitatif coïncidences fortuites * é mauvaise localisation é réduction des capacités de comptage é biais quantitatif CEA/SHFJ

* Vocabulaire PET single (qq soit t) prompt (si arrivé dans fenêtre de coïncidence) Singles : événement détecté à l’intérieur de la fenêtre en énergie, qqsoit son instant d’arrivée par rapport à une fenêtre de coïncidence Prompt : événement détecté à l’intérieur de la fenêtre en énergie et dans la fenêtre de coïncidence Multiples : ≥ 2 prompts dans une fenêtre temporelle Delayed : événements enregistrés dans une fenêtre temporelle décalée (pour correction de coïncidences fortuites) Random (fortuit) : événement non coïncident détecté dans la fenêtre de coïncidence Scattered (diffusé) : prompts issus d’une diffusion Compton Trues : prompts - (scattered + multiples) CEA/SHFJ

Passage des lignes de réponse aux projections projection tri des données en projections reconstruction tomographique Le principe des détecteurs que je vous ai présentés jusqu’à présent est celui des gamma caméras permettant la détection monophotonique, c’est-à-dire la détection des émetteurs de photons gamma tels que le Tc-99m. Voyons maintenant brièvement avec quel type de machines les émetteurs de positons sont détectés. Les détecteurs PET présentent plusieurs spécificités par rapport aux détecteurs SPECT : - plutôt que d’avoir une ou plusieurs têtes de détection en rotation autour du patient, on a une couronne continue de détecteurs qui encercle le patient. - plutôt que d’avoir un collimateur physique pour sélectionner la direction des photons incidents, la collimation s’effectue électroniquement, en utilisant le fait que les photons issus de l’annihilation des positons sont émis en coïncidence. La collimation électronique consiste à détecter les couples d’événements qui arrivent sur le détecteur dans une fenêtre de temps très brève (quelques nannosecondes) et à considérer que ces couples d’événements correspondent à l’annihilation d’un positon. La ligne de coïncidence définie par ces couples d’événements permet de déterminer la direction des photons incidents et de créer des projections. Par exemple, tous les événements détectés sur des lignes de coïncidences parallèles à cette direction constitueront la projection correspondant à cette incidence angulaire. - En réarrangeant ainsi les données acquises, on va donc disposer, comme en SPECT, d’un ensemble de projections correspondant à la distribution d’activité émanant du patient vue sous différentes incidences angulaires. Comme en SPECT, par reconstruction tomographique, ces projections vont permettre d’estimer la distribution d’activité tridimensionnelle dans l’organisme. - Une autre différence entre caméra SPECT et PET est que les cristaux utilisés sont différents, sachant que les photons détectés en PET ont une énergie plus élevée que les photons des émetteurs de photons gamma. Aux cristaux NaI(Tl) sont généralement préférés des cristaux plus denses, tels que le BGO (Germanate de Bismuth). CEA/SHFJ

PET bidimensionnel (2D) * Vue transaxiale couronnes de détecteurs septa inter-plans lignes de mesure L’image que je vous ai montrée correspondait à une couronne de détecteur. Pour examiner simultanément un plus grand champ de vue, on a en fait plusieurs couronnes de détecteurs juxtaposées. En PET bidimensionnel, on enregistre uniquement les coincidences détectées sur la même couronne de détecteur. Vue axiale CEA/SHFJ

PET tridimensionnel (3D) couronnes de détecteurs pas de septa inter-plans * * * * lignes de mesure En PET tridimensionnel, on prend aussi en compte les coïncidences détectées entre des couronnes de détecteurs différentes. Pourquoi ? Ceci permet d’augmenter la sensibilité de détection, puisque l’on va ainsi augmenter le signal détecté. La sensibilité en PET 3D est augmenté d’un facteur 10 environ, c’est à dire qu’on détectera un signal 10 fois plus intense en PET 3D qu’en PET 2D. Vue transaxiale Vue axiale CEA/SHFJ

Les détecteurs TEP / CT 60 cm CT TEP 110 cm 100 cm Proof of concept : 1998 (Université de Pittsburgh) Townsend et al. J. Nucl. Med. 2004. 45:4S-14S. CEA/SHFJ

Le traitement de l’information Détecteur Radiotraceur Nous avons vu que les détecteurs SPECT et PET permettaient d’acquérir un ensemble de projections sous différentes incidences. Pour estimer la distribution tridimensionnelle du radiotraceur à partir de ces projections, je vous ai dit qu’on effectuait une reconstruction tomographique. Cette reconstruction fait partie du traitement de l’information intimement lié à ces techniques d’imagerie et que je vais maintenant vous présenter. Traitement de l’information CEA/SHFJ