LES DETECTEURS DE POSITONS : CAMØRA PET - CAMØRA PET-SPECT
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B. BENDRIEM
LES DETECTEURS DE POSITONS :
Caméra PET - Caméra PET-SPECT
B. BENDRIEM
Service Hospitalier Frédéric Joliot, CEA - Orsay -
1. Introduction démetteurs de positons. Puis, nous expliquerons les prin-
cipes de la détection en coïncidence et discuterons des
Lintérêt des émetteurs de positons en médecine nucléaire caractéristiques des différents systèmes de détection de
est connu depuis plusieurs années. Les émetteurs de po- positons.
sitons sont soit des nucléides qui existent dans la plupart
des molécules biologiques (11C, 13N, 15O) soit des halogè-
nes (18F, 76Br) qui peuvent facilement être incorporés aux 2. Principes de limagerie PET
molécules sans altérer leurs propriétés biologiques. Le
fluorodéoxyglucose (FDG), marqué au 18F pour la pre- Limagerie de la distribution dun émetteur de positons est
mière fois à la fin des années 70 (Brookhaven National rendue possible par lapplication combinée des principes
Laboratory), permet létude de la consommation de glu- de la tomographie démission (en particulier de la recons-
cose (1). A la même époque, les premières caméras à posi- truction dimages) et des principes de détection en coïnci-
tons (caméras PET) utilisables dans un environnement cli- dence des émetteurs de positons.
nique ont été construites (2). Ces premiers systèmes utili-
saient liodure de Sodium (NaI) comme scintillateur, dans La théorie mathématique de la reconstruction dimages à
la mesure où celui-ci était largement utilisé dans les camé- partir de projections a été développée à la fin des années
ras à scintillation (où γ-caméras) (3). Plus tard dautres soixante, par Cormack (9), plusieurs années après lintro-
scintillateurs furent étudiés et utilisés, en particulier le duction par Kuhl des principes de lacquisition
germanate de bismuth (BGO)(4), le fluorure de césium (CsF) tomographique (10). La reconstruction dun volume (3D) à
(5) ou le fluorure de baryum (BaF2) (6). Ces derniers cris- partir dune série complète (au sens du traitement du si-
taux ont équipé les caméras PET, utilisant linformation gnal) de projections bi-dimentionnelles est bien maîtrisée
temps de vol, développées par le CEA/LETI. de nos jours et programmée de façon efficace sur ordina-
teur. La distribution 3D dun radiotraceur dans le corps
Le FDG est le traceur le plus utilisé en PET. Ses avantages humain est obtenue par la reconstruction dune série de
sont nombreux et bien décrits dans la littérature. Son utili- coupes tomographiques jointives à partir des "vues pla-
sation est restée limitée, pendant des années, aux seuls naires" (2D) mesurées autour du patient. En théorie, ces
centres équipés de caméra PET et de cyclotron capable de vues correspondent aux projections (au sens mathémati-
produire du 18F. Ces dernières années, la mise en oeuvre que du terme) de la fonction décrivant la distribution du
dune logistique de production et de distribution de ce traceur dans une coupe dorgane.
traceur par des centres spécialisés a permis de généraliser
son utilisation à des instituts équipés seulement de ca- Les émetteurs de positons sont caractérisés par un excès
méra à positons. Plus récemment limagerie du 18FDG sur de charge positive dans leurs noyaux. Ils se désintègrent
des γ-caméras conventionnelles a été proposée. Lintérêt vers un état stable par une transformation dun proton en
est de pouvoir utiliser, sur un même système dimagerie un neutron qui conduit à lémission dun neutrino et dun
nucléaire, des traceurs dénergie comprise entre 70 positon. Celui-ci est de masse égale à celle dun électron
kiloélectronvolts (keV) (photons issus du thallium-201) et mais de charge opposée. Une fois émis, le positon par-
511 keV (photons issus de lannihilation des positons par court quelques millimètres dans les tissus durant lesquels
interaction avec des électrons). Cette possibilité, déjà en- il perd toute (ou presque) son énergie cinétique. Quand le
visagée par Muehllehner (7), nécessite des aménagements positon est pratiquement au repos, il interagit avec un élec-
spécifiques de linstrumentation (8). tron du milieu, suivant une réaction dannihilation au cours
de laquelle la masse des deux particules se transforme en
Dans cet article, nous parlerons des principes de limage- deux photons de 511 keV (appelés photons dannihila-
rie PET qui consiste à mesurer et visualiser la distribution tion), émis simultanément suivant des directions oppo-
34 Revue de l'ACOMEN, 1998, vol.4, n°1Les détecteurs de positons : caméra PET - caméra PET-SPECT
sées (Figure 1). Cette propriété peut être exploitée pour Linconvénient majeur de ce mode de détection est lié à
localiser la direction démission des photons dannihila- lenregistrement de coïncidences fortuites (photons issus
tion sans recours à un collimateur (3). de sources de positons différentes arrivant en même temps
sur les détecteurs). Le taux de coïncidences fortuites dé-
Simple photon γ émis 2 photons de 511 keV émis pend linéairement de la fenêtre temporelle dacquisition et
(issus de lannihilation dun ß+) croît comme le carré de la radioactivité présente dans le
champ de vue du système de détection. Il introduit, au
niveau de lacquisition des données, un niveau de bruit
qui doit être pris en compte. Dans certain cas, ce niveau
peut être du même ordre que celui du signal utile (comme
**
émetteur γ * émetteur ß+
nous le verrons par la suite).
Outre les coïncidences fortuites, les principales sources
de bruit proviennent de lenregistrement de coïncidences
- FIGURE 1 - diffusées (Figure 3). Dans ce cas un ou les deux photons
Différence entre émetteur de positons et émetteur simple photon
dannihilation changent de direction après une ou plu-
sieurs interactions Compton dans le corps humain et la
En PET, une mesure élémentaire (ou enregistrement dun mesure correspondante véhicule une information spatiale
événement) correspond à la détection en coïncidence des incorrecte. Lensemble de ces phénomènes de diffusion,
photons dannihilation. Le principe de ce mode de détec- auquel sajoute les phénomènes dabsorption totale des
tion est le suivant : un circuit de coïncidence, qui relie photons dans les tissus contribue à latténuation des pho-
deux détecteurs en vis-à-vis, nautorise lenregistrement tons à lintérieur du corps. Une particularité de lémission
dun événement que si les deux photons sont détectés des photons dannihilation et de la détection en coïnci-
dans un intervalle de temps (fenêtre de coïncidence) den- dences est due au fait que pour chaque ligne de mesure
viron 10 à 20 ns, donc pratiquement en même temps. Ainsi élémentaire, latténuation (considérée comme le rapport
seules les sources de positons situées entre les deux dé- entre le nombre de paires de photons séchappant du corps
tecteurs peuvent contribuer au comptage. Le volume élé- suivant la direction de mesure et le nombre de paires de
mentaire (assimilé à une ligne) défini par les deux détec- photons émis suivant cette même direction) est indépen-
teurs détermine la direction de lémission γ. La forme de dante de la position de la source sur la ligne de mesure. La
collimation ainsi constituée est appelée collimation élec- correction est alors possible par la mesure directe de cette
tronique. De plus, elle permet, si lon dispose dun ensem- atténuation (connue sous le nom de mesure de transmis-
ble de détecteurs entourant totalement le patient, de me- sion) à laide de sources externes de radioactivité. Il faut
surer toutes les projections en même temps (Figure 2). noter que ce dernier point différencie bien la mise en oeuvre
Chaque projection est construite à partir de lensemble de la quantification en tomographie par émission de posi-
des mesures élémentaires qui correspondent aux paires de tons (PET) et en tomographie par émission de simples pho-
photons émis suivant une même direction de lespace. En tons (SPECT) où le phénomène datténuation est plus com-
PET, la mesure est donc plus cohérente quen SPECT (to- plexe à prendre en compte (latténuation est dans ce cas
mographie par émission simple photon ou γ-caméra tour- fonction de la profondeur des sources dans le corps). En
nante), vis-à-vis de la variation de distribution des tra- PET, la plupart des systèmes modernes intègrent les cor-
ceurs au cours du temps. rections de diffusés, datténuation et de fortuits. Par ailleurs
labsence de collimateur élimine les problèmes de varia-
Couronnes de détecteurs individuels tion de sensibilité et de résolution avec la distance source
collimateur.
Collimation
fortuit
** * électronique
Organisation des données
en projections * **
diffusé
- FIGURE 2 -
Principe de la détection en coïncidence et de la Tomographie
par Emission de Positons - FIGURE 3 - Coïncidences fortuites et diffusées en PET
Revue de l'ACOMEN, 1998, vol.4, n°1 35B. BENDRIEM
Plus récemment, la collimation électronique a été exploitée 3. Détection des photons dannihilation.
pour permettre lacquisition des données suivant un an-
gle solide de détection plus important. Dans ce mode dac- Le système de détection le plus utilisé est constitué dun
quisition connu sous le nom de mode "dacquisition 3D", ou plusieurs cristaux scintillateurs couplés à un ou plu-
les "vues planaires" non parallèles à laxe du tomographe sieurs tubes photomultiplicateurs (PMT). Tout photon
sont mesurées en même temps que les "vues planaires" entrant dans la chaîne de détection est analysé individuel-
habituelles (Figure 4). Ceci permet daccroître langle so- lement. Il échange soit une partie de son énergie (par un
lide de détection et donc daugmenter la sensibilité pour ou plusieurs effets Compton) soit toute son énergie (par
une même activité injectée au prix, cependant, dune aug- effet photoélectrique en première interaction ou après un
mentation de diffusés et de fortuits. Le gain global (une ou plusieurs effets Compton) avec les électrons du cristal.
fois retranché les sources de bruit) reste positif et ce mode Ces derniers vont exciter dautres électrons du réseau cris-
dacquisition a été récemment développé sur les caméras à tallin et générer des mécanismes de scintillation. Lénergie
positons (11) et sur les γ-caméras conventionnelles comme lumineuse ainsi créée, proportionnelle à lénergie déposée
lavait envisagé Anger dans les années 60 (3). dans le cristal, va alors être dirigée vers la cathode du
PMT à laide dun guide de lumière. Une impulsion électri-
Couronnes de détecteurs Couronnes de détecteurs que, dont lintégrale est proportionnelle à lénergie lumi-
septa inter-plan neuse, apparaîtra au niveau de lanode du PMT et sera
traitée par une électronique dacquisition adaptée: mise en
forme, discrimination en temps et en énergie, etc.
Les performances du système de détection dépendent du
lignes de mesure choix du cristal scintillateur. Le Tableau I décrit les caracté-
ristiques des principaux scintillateurs utilisés en PET :
Vue transaxiale Vue axiale - Un coefficient datténuation linéaire élevé, couplé à une
photo-fraction élevé (probabilité que la première interac-
A tion dans le cristal soit un effet photoélectrique) permet
une bonne efficacité et influe sur le volume de matériau
Couronnes de détecteurs Couronnes de détecteurs nécessaire.
- Un rendement de scintillation élevé (nombre de photons
lumineux émis par photon incident) permet une bonne ré-
solution en énergie (nécessaire pour rejeter les photons
ayant diffusé dans les corps humain) et/ou une bonne
localisation (de type Anger) dans un cristal de grande di-
lignes de mesure
mension.
Vue transaxiale Vue axiale
- Une faible constante de décroissance (i.e. lémission dun
B grand nombre de photons lumineux par unité de temps)
permet une bonne résolution temporelle du système de
- FIGURE 4 - détection et diminue le temps mort relatif à la scintillation.
A. Mode dacquisition 2D en PET Il faut noter quune bonne résolution temporelle peut per-
B. Mode dacquisition 3D en PET mettre la mesure du temps de vol (mesure de la différence
- TABLEAU 1 - Caractéristiques des principaux scintillateurs utilisés en PET
Scintillateur Densité Atténuation linéaire Photo-fraction Constante de Rendement
(cm-1) décroissance lumineux (relatif)
3
(g/cm ) (%) (nsec)
NaI 3,7 0,34 18 230 100
BGO 7,1 0,95 42 300 22
CsF 4,6 0,43 20 2,5 6
BaF2 4,9 0,45 19 0,8-630 5-21
GSO 6,7 0,70 26 60 20
LSO 7,4 0,86 33 40 75
YSO 4,5 0,39 70 118
YAP 5,5 0,45 4,4 30 52
36 Revue de l'ACOMEN, 1998, vol.4, n°1Les détecteurs de positons : caméra PET - caméra PET-SPECT
de temps darrivée des deux photons dannihilation sur cations en PET sont potentielles (sil peut être fabriqué à
les deux détecteurs en coïncidence) et donc une informa- des coûts raisonnables). Les applications en SPECT sont
tion sur la position de la source émettrice de positons sur cependant limitées par une radioactivité naturelle du luté-
la ligne de mesure. Une résolution temporelle de 500 ps tium.
permet de localiser la source sur la ligne de mesure avec
une précision de 7.5 cm. Cette information peut alors être
exploitée au niveau de lalgorithme de reconstruction dima- 4. Caméra PET, caméra PET-SPECT
ges. Une résolution moins bonne est toujours intéressante
car elle permet de réduire la fenêtre temporelle dacquisi- Différentes configurations de systèmes ont été dévelop-
tion à quelques ns et donc de rejeter plus de coïncidences pées ou sont en cours de développement. Les caractéristi-
fortuites. ques qui les différencient concernent :
· la géométrie de détection,
Les pertes de comptage à lacquisition sont fonction du · le type de matériaux utilisé,
taux de simples photons arrivant sur la surface utile du · la nature (forme, dimension), le nombre de détecteurs (y
scintillateur et du temps mort, τ, du système de détection. compris le nombre de PMTs),
Ce dernier dépend de la constante de scintillation et du · le nombre de coupes tomographiques,
design de lélectronique (12). Si le compteur est de type · le champs de vue transaxial et axial,
"paralysable" le comptage simples photons observé · les méthodes de corrections disponibles.
(Nobs) en fonction du taux de comptage réel, Nréel, est
égal à: Dautres considérations concernent lenvironnement in-
formatique (reconstruction et analyse dimages) qui ne sera
Nobs = Nréel.exp(-Nréel.τ) pas abordé ici.
Un moyen de minimiser ces pertes de comptage consiste à Les matériaux les plus utilisés sont le BGO et le NaI. Le
parcelliser la surface de détection soit par un découpage BGO est utilisé sous forme de "blocs détecteurs". Ceux-ci
virtuel électronique, soit par lutilisation dune mosaïque ont été présentés en 1986 (16) et permettent le couplage
de petits cristaux. efficace entre une matrice de petit cristaux élémentaires, de
quelques mm de dimension, et un petit réseau de 4 PMTs.
Lanalyse du Tableau I montre que le scintillateur rassem- Ils ont été conçus pour :
blant les meilleurs performances pour chaque caractéristi- · augmenter la résolution spatiale intrinsèque des détec-
que nexiste pas encore. Le germanate de bismuth (BGO) teurs (17),
est actuellement le plus utilisé du fait de sa bonne effica- · faciliter la construction de systèmes multi-coupes.
cité de détection. Liodure de sodium (NaI) est également
utilisé du fait de son bon rendement lumineux. Le fluorure La plupart des caméras à positons à "haute performance"
de Baryum (BaF2) a été utilisé sur les caméras temps de vol (voir ci-dessous) utilisent ce principe de détection
construites par le CEA/LETI du fait de sa composante ra- (18,19,20). Lensemble des détecteurs est organisé en an-
pide de scintillation. neau complet couvrant environ 15 cm dans la direction
axiale et produisant simultanément entre 35 et 63 coupes.
Le rapport entre les taux mesurés de simples photons et de Tous ces systèmes disposent de septa interplans
coïncidences varie comme linverse de lefficacité. Lutili- retractables et peuvent donc fonctionner en mode dac-
sation de cristaux épais permet daccroître cette efficacité. quisition 2D ou 3D.
Cependant, plus le cristal est épais, plus la probabilité
dinteractions multiples (plusieurs interactions Compton Un système moins coûteux à "moyenne performance" a
suivi ou non dun effet photoélectrique) dans le cristal est été développé (21,22). Il utilise moins de blocs et ceux-ci
importante (13). Il est néanmoins possible daméliorer lef- sont organisés en anneau partiel tournant autour du pa-
ficacité de détection en acceptant les photons nayant subi tient. Parallèlement un autre système de performance et
quune seule diffusion Compton dans le cristal. Pour cela, coût équivalents a été développé pour les applications
deux fenêtres de discrimination en énergie doivent être corps entier (23,24). Il utilise des larges cristaux en NaI de
utilisées, une centrée sur le pic photoélectrique, lautre 2,5 cm dépaisseur. La version commerciale permet un
adéquatement positionnée sur le "plateau Compton" (7,14). échantillonnage continu (coupes de 2 mm dépaisseur)
couvrant un champs de vue axial de 25 cm. Ces deux sys-
Actuellement loxyorthosilicate de lutétium (LSO) (15) est tèmes, qui contrairement aux autres ne disposent pas de
en cours de développement car il présente une bonne effi- septa, ont pleinement exploité les modes dacquisition 3D
cacité de détection, un bon rendement lumineux et une et les développements algorithmiques de reconstruction
constante de décroissance relativement rapide. Les appli- dimage (qui ne sont pas couverts dans cet article).
Revue de l'ACOMEN, 1998, vol.4, n°1 37B. BENDRIEM
Plus récemment, les caméras SPECT conventionnelles pro- est complexe à définir dans la mesure où il dépend de la
posent en option la possibilité de détection en coïnciden- géométrie des sources et du milieu atténuant (donc de la
ces (caméra CDET, Figure 5) (25). Pour cela des cristaux taille et de la corpulence des patients). Les facteurs fixes
de NaI plus épais (entre 1,2 et 1,9 cm) que ceux couram- qui la composent sont langle solide de détection (qui en
ment utilisés pour limagerie au thallium ou au technétium mode dacquisition 3D est directement lié à la surface de
sont mis à disposition (26). Le but est doffrir la possibilité détection) et lefficacité intrinsèque du détecteur. La sen-
dutiliser une large gamme de radiotraceur sur un même sibilité est de lordre de 0,5 à 1 % pour les caméras PET 3D
système. Dans ce domaine, de nouvelles innovations vont "haute performance" (contre 0,1 % pour les caméra PET
être concrétisées dans les années à venir. Des détecteurs 2D et 0,01 % pour les caméras SPECT avec collimateur).
hybrides (YSO-LSO (27) et plus récemment NaI-LSO) sont Elle est évaluée pour une géométrie fixe : un cylindre de
actuellement conçus pour essayer doptimiser les perfor- 20cm de diamètre et de 20cm de long. Elle sexprime en cps
mances dacquisition dans les deux modes SPECT et PET. /(Bq/ml). Les cps (coups par seconde) représentent le nom-
bre de coïncidences mesurées par unité de temps une fois
retranché le nombre de coïncidences fortuites et diffusées.
Le taux de comptage est de loin le paramètre le plus com-
plexe à évaluer. La mesure se fait en utilisant le même cylin-
dre que précédemment. Le taux de comptage de coïnciden-
ces vraies et fortuites est mesuré en fonction de lactivité
** * dans le champs de vue. Pour évaluer la qualité dimage, le
NECR (Noise equivalent count rate) a été défini comme
suit :
NECR = T2/(T+S+k.R)
T est le taux de coïncidences vraies (trues)
S est le taux de coïncidences diffusées (scatter)
- FIGURE 5 - R est le taux de coïncidences fortuites (random)
Principe du CDET :
k = 1 ou 2 suivant le mode de correction des fortuits.
SPECT en mode de détection en coïncidence (sans collimateur)
Il représente le taux de comptage équivalent dun système
Les principales performances des systèmes de détection
où fortuits et diffusés seraient complètement éliminés à
de positons sont (28) :
lacquisition (30). Il équivaut au rapport signal à bruit dé-
· la résolution spatiale,
fini au moment de lacquisition des données mais nintè-
· la sensibilité,
gre pas les amplifications de bruit dues à la reconstruction
· le taux de comptage (qui ne peut être dissocié du taux
(31). La Figure 6 montre lexemple dune courbe NECR
dacquisition de bruit dû aux fortuits et aux diffusés).
mesurée sur une ECAT EXACT HR+ (CEA Orsay). Elle
permet de bien connaître le mode de fonctionnement opti-
La résolution spatiale décrit la capacité du système à sépa-
mal du système et montre quau delà dune concentration
rer deux sources voisines. Elle dépend de la résolution
de 30 kBq/ml dans le cylindre de mesure, les pertes de
intrinsèque du détecteur et des filtres de reconstruction
comptage et le taux de fortuits entraînent une dégradation
utilisés. Elle renseigne sur les capacités du système à
de la qualité dimage. Ces limites pourraient être dépas-
restituer les contrastes de petits objets (29). Elle sexprime
sées grâce à lutilisation de scintillateurs plus rapides.
en général par la largeur totale à mi hauteur (LTMH) de la
fonction de réponse impulsionnelle (FRI ou PSF pour Point
Spread Function). Cependant, la connaissance globale de 600
taux de comptage (kcps)
la FRI et de sa transformée de Fourier est bien plus riche 500
dinformation. En particulier les queues de distribution de
400
taux de comptage (vraies + diffusées)
300
taux de comptage (fortuites)
la FRI sont souvent responsables de pertes de contrastes 200 NECR
plus importantes que ceux prévus par la seule connais- 100
sance de la LTMH. La résolution spatiale est de lordre de 0
4 à 6 millimètres pour les caméras PET ou PET-SPECT mo- 0 20 40 60
concentration radioactive
dernes. (kBq/ml)
La sensibilité informe sur le nombre de photons détectés
- FIGURE 6 - Taux de comptage et NECR
par rapport aux nombres de photons émis. Ce paramètre
mesuré sur une ECAT EXACT HR+ (CEA, Orsay)
38 Revue de l'ACOMEN, 1998, vol.4, n°1Les détecteurs de positons : caméra PET - caméra PET-SPECT
Taux de comptage et sensibilité (qui nest autre que la tante, donc une capacité de détection et de quantification
pente à lorigine de la courbe NECR) sont déterminants plus fiable, ou par la possibilité de temps dexamen plus
compte tenu de la nature statistique de lémission et de la court. Le Tableau II indique des ordres de grandeurs des
détection de sources radioactives. En effet ces phénomè- performances des différents systèmes de détection décrits
nes se produisent aléatoirement et peuvent être décrits précédemment. Ces performances sont particulièrement
par des lois statistiques de Poisson. La qualité dimage en critiques pour les examens corps entier, une procédure fon-
terme de rapport signal à bruit est alors directement liée au damentale en oncologie nucléaire. En effet ces examens
nombre de photons mesurés, donc à la valeur du NECR sont aujourdhui effectués pas à pas et nécessitent un
intégrée durant la période dacquisition (32). Un gain de temps dacquisition parfois long pour examiner le corps de
sensibilité se traduit donc par une précision plus impor- la tête aux pieds.
- TABLEAU II -
Performances comparées (ordre de grandeur estimé) des différents systèmes de détection de positons
pour un cylindre de 20 cm de diamètre, 20 cm de long.
Sensibilité Taux de comptage NECR maximum Concentration radioactive
(relative) coïncidences maximum (index qualité) maximale
(kcps) (kcps) (kBq/ml)
CDET (SPECT en 1 20-40 1-5 1-10
coïncidence)
PET moyenne 3-5 100-150 30-50 10-20
performance
PET haute performance 20-30 500-600 100-150 20-40
5. Conclusion et perspectives 7. Bibliographie
Les principes de limagerie PET et les caractéristiques des 1. Reivich M., Kuhl D., Wolf A. et al. The Fluorodeoxyglucose
Method for the Measurement of Local Cerebral Glucose Utilization
différents systèmes de détection ont été revus. La tomo-
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de vue. Des études systématiques qui évaluent linfluence 5. Allemand R., Gresset C., Vacher J. Potential advantages of a
cesium fluoride scintillator for a time of flight positron camera. J.
1) des performances des instruments, 2) des stratégies
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dacquisition, 3) des méthodes de reconstruction et de 6. Laval M., Moszynski M., Allemand R et al. Barium fluoride -
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40 Revue de l'ACOMEN, 1998, vol.4, n°1Vous pouvez aussi lire
