FR 2778467 A1 19991112 FR 9806061 A 19980511 La présente invention a pour objet un perfectionnement du système de gamma caméra à haute sensibilité (Brevet Français: 9 1 02861). Les techniques d'imagerie médicale prennent une part de plus en plus importante dans le diagnostic médical et parmi elles la médecine nucléaire. Malgré des qualités d'images médiocres (résolution limitée et important bruit statistique) cette technique permet d'obtenir des renseignements sur la fonction des organes ou des formations pathologiques examinées. Elle exploite pour cela la propriété de ces organes ou formation pathologique de concentrer telle ou telle substance. Le système décrit peut toutefois être utilisé pour d'autres applications consistant à observer des distributions d'émetteurs gamma: comme l'imagerie des animaux de laboratoires ou la surveillance des contaminations accidentelles aux produits radioactifs. Ces deux applications rendues difficiles par les faibles performances des systèmes de gamma caméras actuelles pourront être accessibles grâce à l'invention. Actuellement, la médecine nucléaire utilise essentiellement les caméras de type Anger communément appelées gamma caméras qui permettent d'obtenir directement une image en projection plane de la répartition d'une substance radioactive, ou d'un traceur émetteur de rayonnement gamma. Le brevet américain 3 011 057 décrit le principe de fonctionnement de telles caméras. On p e u t schématiquement diviser l'appareil en deux parties: le collimateur et le détecteur. Le collimateur élimine la plupart des rayons gamma émis par la source radioactive à explorer pour ne conserver que ceux qui sont parallèles à une direction donnée. Pour cela le collimateur qui est constitué par un matériau absorbant du rayonnement gamma, tel que le plomb, est percé d'un grand nombre d'orifices de diamètres très réduits dont les axes définissent la direction de projection pour la formation de l'image. Typiquement, le collimateur a une épaisseur de l'ordre de 20 à 50 mm et comporte plusieurs dizaines de milliers de trous à section hexagonale de 1,4 à 2 mm de largeur. L'influence de l'épaisseur des parois (entre les trous) sur le rendement e st considérable malgré des épaisseurs très fines (1,5 à 2mm). Cette finesse entraînant un passage des rayons gamma d'un trou à l'autre de l'ordre de 5% pour les rayons gamma du Technétium 99m (140 KeV) Ce type de collimateur dit à trous parallèles, initialement décrit par Anger limite les performances des gamma caméras actuelles. Ainsi avec une résolution au niveau du détecteur de l'ordre de 3 mm la résolution avec le collimateur n'est plus que de 7 à 8 mm et le rendement est diminué d'un facteur 10-4. D'autre part, la résolution ne peut être améliorée que par une diminution du diamètre des trous du collimateur ou un allongement z 2778467 2., 4ti de la profondeur de ces trous (pour la résolution à distance du collimateur), ces deux modifications entraîneraient une diminution de la sensibilité du système. Le brevet Français 91 02861 intitulé: Système de gamma caméra à haute sensibilité remédie à ces inconvénients en utilisant des trous plus larges que la résolution intrinsèque du détecteur (qui améliore donc le rendement), un déplacement plus complet de l'ensemble collimateur détecteur et un algorithme de reconstruction (qui permet l'obtention d'une bonne résolution) On comprend ainsi qu'à travers le collimateur, le détecteur va recevoir pour chaque point de la source émettrice de rayonnement gamma non pas le seul rayonnement émis selon une direction donnée mais l'ensemble du rayonnement émis dans un angle solide sensiblement défini par la position de la source et l'ouverture de l'orifice ou des orifices ménagés dans le collimateur et cela pour chaque position de la gamma caméra. Ainsi, le nombre de photons recueillis est beaucoup plus élevé que dans le cas des gamma caméras à collimateur parallèle classique (qui possèdent des trous de section plus petite que la résolution du détecteur). Une autre différence essentielle avec le système de collimation classique est la séparation des paramètres influençant la résolution e t la sensibilité de l'ensemble. Le diamètre des trous n'étant plus le point critique du compromis résolution-sensibilité. Le diamètre des trous peut être augmenté sans diminuer la résolution du système. Les critères limitant ce diamètre sont maintenant la surface d e détecteur et la vitesse de déplacement du détecteur. Une amélioration de la résolution du détecteur, ne nécessite plus comme dans la configuration classique, une diminution du diamètre des trous pour être bénéfique. Actuellement des détecteurs solides de 100 p.m de largeur de pixel sont proposés pour la radiologie (avec des matrices 2000x3000), un système de collimation à trous plus larges que la résolution intrinsèque du détecteur présente donc des avantages évidents à l'utilisation de tels détecteurs. La résolution de toutes les gamma caméras se dégrade à mesure que la source s'éloigne du détecteur. Cette dégradation de la résolution est directement proportionnelle à l'épaisseur du collimateur. L'invention n'échappe pas à cette règle mais compte tenu de l'amélioration importante de la sensibilité (dépendant du carré du diamètre des trous) une augmentation substantielle de la profondeur du collimateur devrait permettre une meilleure résolution pour observer des organes profonds (reins, foie, pancréas, tube digestif) même chez des patients corpulents. La diminution du nombre de trous du collimateur, directement liée à l'utilisation de trous plus larges, diminue proportionnellement l'influence de la largeur des parois séparant les trous sur la sensibilité du système. Ce rapport de proportionnalité diminué 3 2778467 permet l'emploi de parois plus épaisses permettant une image plus nette par la diminution de la pénétration septale, et l'emploi d'isotope à énergie gamma plus élevée (ex Iode 131, 360 KeV ou Fluorl8, 511 KeV) En outre, cette technique, permet de reconstituer après l'acquisition dans un seul plan de déplacement du collimateur, une image dans l'espace de la source d'émission gamma et non plus, comme avec les techniques antérieures, une image plane correspondant à une projection de l'objet. En d'autres termes, le déplacement du collimateur pendant l'acquisition même s'il est pratiqué dans un seul plan, permet un codage des sources en fonction de leur éloignement. Dans les systèmes classiques, il n'y a aucun codage dans la direction définie par les axes des orifices percés dans le collimateur. La technique de reconstruction décrite est de plus libre de toutes erreurs concernant l'élargissement de la réponse impulsionnelle en fonction de la distance source collimateur. Le choix du programme de reconstruction avec le système de caméra à haute sensibilité n'est pas simple: il faut en effet u n algorithme de reconstruction robuste et rapide. La robustesse désigne l'indifférence du processus de reconstruction devant le bruit, les étapes de déconvolution sont connues pour amplifier le bruit aux dépens de la reconstitution du signal. La rapidité de la reconstruction est un facteur important pour une utilisation médicale du système, l'imagerie scintigraphique est parfois utilisée dans un contexte d'urgence, de plus il est important de connaitre rapidement le résultat d'un examen pour éventuellement refaire l'acquisition des images si le patient a bougé, ou permettre un recadrage ou u n agrandissement des régions d'intérêt. Cette rapidité de reconstruction nécessaire à tous les systèmes de reconstruction classique est plus difficile à obtenir avec le système de caméra à haute sensibilité du fait de l'augmentation importante du nombre des données à traiter. Cette augmentation du volume des données est la conséquence de deux facteurs: à l'acquisition pour chaque plan de projection les données sont multipliées par le facteur déplacement qui est proportionnel à la surface des trous. D'autre part, au niveau de la reconstruction, le traitement tenant compte de la profondeur de la source, les données sont ici multipliées par le nombre de profondeurs reconstruites. Pour permettre une reconstruction rapide des images avec le système de caméra à haute sensibilité, le brevet 91 02861 décrit une étape de sommation décalage suivie d'une déconvolution. Cette étape de déconvolution est l'étape cruciale, l'objet d u perfectionnement décrit ici est d'améliorer les résultats de cette étape de déconvolution par l'utilisation de deux trous (au moins) de diamètres différents qui permettent de couvrir de façon plus homogène les fréquences transmises par le système et donc d'obtenir avec plus de facilité tous les avantages du système de caméra à haute sensibilité. Les avantages du perfectionnement apparaîtront plus clairement après la lecture du principe et de la description de l'invention et de différents modes de réalisation de l'invention donnés à titre non limitatif. La description se réfère aux figures annexées sur lesquelles: - la figure 1 est un schéma simplifié de l'ensemble du système de gamma caméra à haute sensibilité; - Les figures 2 à 6 rappellent le principe du codage des informations par le procédé de caméra à haute sensibilité. - La figure 2 présente les notations utilisées. - Les figures 3 et 4 montrent la réponse du détecteur pour une source rapprochée du détecteur (figure 3) ou plus éloignée (figure 4). - Les figures 5,6 rappellent le principe de la première étape du traitement nommé sommation décalage. - La figure 7 représente l'algorithme de traitement dans son ensemble. la figure 8 illustre le module de la transformée de Fourier d'un signal rectangulaire tel qu'il apparaît après l'étape de sommation décalage. - la figure 9 illustre la courbe obtenue en combinant les maximums de deux fonctions telle que la figure 8 correspondant à des trous de largeurs différentes. - la figure 10 illustre un mode de fonctionnement relatif au perfectionnement décrit - la figure 11 illustre un détail du mouvement de la tête de gamma camera relatif à la figure 10 - la figure 12 illustre une configuration possible de collimateur suivant le perfectionnement décrit la figure 13 illustre un détail du déplacement dans le plan du détecteur. - la figure 14 illustre une autre configuration possible de l'invention avec un mouvement continu de rotation d'une camera à trois têtes détectrices. - la figure 15 illustre une autre configuration possible de l'invention avec un mouvement combiné du patient et du détecteur. Avant de décrire en détail les modes de réalisation de l'invention on va en exposer ci-après le principe de base. La figure 1 montre sous une forme simplifiée l'ensemble d u système de gamma caméra. On a représenté par 20 l'objet ou le patient à examiner dans lequel on a injecté un traceur émetteur de rayons gamma. En face de l'objet 20, on trouve la tête de la gamma caméra 28 composée, successivement par un collimateur 22, un détecteur sensible à la s 2778467 position et à l'énergie des photons gamma 24 et les préamplificateurs associés à la détection ainsi que l'électronique bas niveau 26. L'ensemble 28 peut être déplacé dans l'espace par rapport à la table 31 supportant le patient, grâce à un dispositif d'entraînement schématisé par la référence 50. A la sortie de l'ensemble électronique de bas niveau 26 on obtient une succession de signaux électriques représentatifs: des coordonnées vI et v2 des points d'impact des rayons gamma, de l'énergie de ces rayons gamma et des positions relatives de la tête de la gamma caméra et du patient (x,y,z). Ces données sont transmises à un ensemble de traitements d'informations 54 qui commande également le positionnement relatif de la tête de la gamma caméra et du patient par l'intermédiaire d'un circuit de commande 52. L'ensemble de traitement de l'information qui peut être avantageusement un matériel informatique, permet: d'orchestrer les déplacements du système durant l'acquisition, d'enregistrer les données au cours de cette acquisition, puis de les traiter pour reconstruire la répartition volumique des sources radioactives. Enfin un système de visualisation 56 permet d'obtenir cette répartition de sources radio actives sous forme d'images de coupe par exemple. Le but des déplacements relatifs de la tête de détection et du patient consiste à obtenir sous plusieurs plans un balayage compact d'enregistrement comme décrit dans le brevet 91 02861. Pour expliquer plus simplement le codage de l'information et la reconstruction nous nous limiterons à un collimateur à un seul trou 22a, disposé devant un détecteur linéaire 24a donc à une dimension enregistrant des photons provenant d'un objet plan, avec u n déplacement très simple à une dimension. Les notations utilisées (figure 2) sont les suivantes: -p(x,y) est la densité de sources radioactives observées - (O,x,y) est le repère fixe utilisé -X est la coordonnée repérant le centre du trou par rapport à l'origine fixe O -v est la coordonnée repérant l'élément de détecteur concerné par rapport au centre du trou donc sur un repère mobile. - Enfin g(z,v) est la densité de rayonnement enregistrée sur le détecteur en fin d'acquisition, c'est à dire, après un déplacement complet de l'ensemble collimateur plus détecteur 28a selon l'abscisse X dans ce cas simple à une dimension. La figure 3 montre graphiquement l'allure de cette acquisition g lorsque la source est située très prés de la face d'entrée d u collimateur. Cette figure se divise en trois lignes de schémas notées de bas en haut a,b,c. La ligne de schémas inférieure notée (a) montre l'ensemble collimateur détecteur 28a représenté à différentes positions. Seule la position centrale située en face de la source ponctuelle recueille un signal non nul sur le détecteur représenté sur la figure par un grisé de ce détecteur. La ligne intermédiaire notée c 2778467 (b) représente le signal enregistré par le détecteur aux positions décrites dans la ligne inférieure (a). Enfin la ligne supérieure (c) montre le signal enregistré en considérant un grand nombre de déplacements élémentaires contigus et non plus les seules 7 positions représentées sur les lignes a et b. Cependant, pour représenter ce nombre plus important de positions, une rotation de l'axe v a été effectuée. L'axe des X colinéaire au déplacement reste parallèle aux autres dessins (a,b). L'éclairement du détecteur n'a de valeur non nul que pour les abscisses comprises entre xl-D/2 et x1+LD/2 si D est le diamètre du trou du collimateur. Pour une source plus éloignée de l'entrée du collimateur, la situation est décrite par la figure 4. Le rayonnement provenant de la source ponctuelle 20b située aux coordonnées x=xi et y=d est enregistré pour plusieurs positions du détecteur 24a comme le montre la ligne de schémas inférieure (a). D'autre part pour les positions situées à gauche de la figure, seule la partie gauche d u détecteur est éclairée et l'inverse se produit sur la partie de droite. L'ensemble donne un éclairement qui s'étend sur une forme de parallélogramme dans le plan x,v comme en témoigne la ligne de schémas supérieure (c). Formellement l'acquisition g(X,v) d'un ensemble de sources radioactives de densité p(x,y) peut être calculée par la formule suivante: gr X+v-(y/p)(v-D/2) cos( g(vv)= | 2 p(xy)dxdy (1) p JX+v-(y/p)(v+D/2) d O D représente le diamètre du trou du collimateur, p s a profondeur et T représente la plus grande distance d'éloignement des sources radioactives, d la distance de la source au point du détecteur considéré, 0 l'angle du rayonnement avec la surface du détecteur. La figure 5 illustre un objet composé de deux sources ponctuelles 20c coplanaires dont la réponse sera étudiée dans l a figure 6. Les acquisitions sont comme précédemment enregistrées avec un détecteur linéaire 24a situé derrière un collimateur 2 2 a animé d'un mouvement linéaire 30. Le système d'axe x,y est également représenté. Parmi les deux sources composant l'objet celle de droite est située à la coordonnée xl,yl avec yl=p c'est à dire immédiatement au niveau de la face d'entrée du collimateur (p représente la profondeur du collimateur et l'origine y est prise sur la face sensible du détecteur). L'autre source se trouve à l'abscisse x2 et à l'ordonnée y2=p+64. La figure 6 montre les acquisitions obtenues avec la configuration décrite dans la figure 5, pour illustrer la première étape du traitement dite sommation décalage. La sommation décalage , 2778467 consiste à appliquer aux données acquises dans le plan x,v u n changement de variable (décalage) suivi d'une sommation sur l a coordonnée v. Le changement de variable est décrit par les équations suivantes, il permet l'introduction de la variable profondeur y. Cette variable représente la coordonnée perpendiculaire à l'axe des déplacements et correspond à la profondeur de reconstruction. V->v X->x+v ((y/P)-l) (2) Après cette étape de décalage, on obtient une fonction à trois dimensions G(x,v,y). L'étape de sommation consiste à réduire cette fonction à deux dimensions par une sommation sur la variable v: r+D/2 S(x,y) =JG(x,v,y)dv (3) -D/2 La figure 6 est divisée en 3 parties cotées a,b,c disposées de haut en bas correspondant chacune à différentes valeurs de la variable y. Chaque partie est composée de deux schémas, le schéma supérieur représente la fonction G(x,v,y) dans le plan x,v, obtenue après décalage; le schéma inférieur représente la fonction S(x,y) obtenue après sommation. Les deux schémas supérieurs (a) correspondent à une reconstruction à la profondeur y=p. A cette profondeur le changement de variable laisse les acquisitions inchangées puisque le terme ((y/P)-l) s'annule. On reconnait dans la coupe de la fonction G(x,v,y) a y=p, la réponse de la source située en xl,yl notée 58 et la réponse de la source située en x2,y2 notée 59. La reconstruction de couches plus éloignées du détecteur par contre opère un décalage des données illustrées par la forme parallèlépipédique de la fonction G(x,v, y) dans le plan x,v,, comme représentée sur la figure 6b ou 6c pour les profondeurs p+30 et p+64. A cette dernière profondeur, la réponse de la source initialement située à p+64 à la forme d'une fonction rectangle 60. De plus la largeur de cette fonction rectangle est de yD/P ou y est la profondeur de la source, D le diamètre du trou du collimateur et P la profondeur de ce dernier. Avec cette procédure, on peut démontrer que la reconstruction de l'objet initial se ramène à l'inversion d'un système linéaire dont la matrice est une matrice du type bloc Toeplitz. Ce système a de plus une diagonale dominante composée de signaux rectangulaires. On peut donc construire un algorithme de reconstruction rapide pour le système de caméra à haute sensibilité comme schématisé sur la figure 7. Sur cette figure les acquisitions ont été symbolisées par la réponse à deux sources situées en haut à droite. A partir de ces acquisitions, les étapes de la reconstruction sont les suivantes: g 2778467 1 Sommation décalage 2 Transformé de Fourier 3 Filtrage Déconvolution 4 Transformé Inverse 5 Rotation Sommation. L'étape de sommation décalage venant d'être décrite, 1 a déconvolution s'effectue avec un noyau rectangulaire de largeur yD/p et s'associe avec un filtrage parabolique si l'on veut associer des acquisitions provenant de plusieurs angles différents. En effet, pour des collimateurs très profonds, la résolution dans la direction perpendiculaire au plan du détecteur, peut être améliorée par l'acquisition sous différents angles de projection. Cette perte e n résolution, peut être corrigée par un filtrage parabolique. Le filtre rampe de la tomographique classique doit en effet être atténué. Un filtre rampe ne serait nécessaire que pour des trous infiniment longs. Après l'étape de filtrage déconvolution, une transformée de Fourier inverse est réalisée pour retourner dans l'espace réel. Puis une rotation des différentes composantes acquises sous les différents angles de projections est réalisée avant la sommation finale de ces différentes contributions. En fait, l'étape difficile dans cet algorithme est la déconvolution par des signaux rectangulaires. Ces signaux présentent l'avantage d'un bon contraste du fait de leurs bords abrupts, qui leur confèrent une localisation aisée entrainant une bonne résolution de l'image reconstruite. Malheureusement, leur spectre en fréquence ou Transformée de Fourier, qui est représenté par un sinus cardinal (sin(x)/x) (Figure 8) 62 s'annule périodiquement et présente donc des lacunes dans la transmission de ces fréquences. Le bruit de comptage inhérent au processus aléatoire de l'émission des photons gamma est alors amplifié au niveau de ces fréquences. Il en résulte une importante dégradation du rapport signal sur bruit. Pour remédier à ces inconvénients, nous proposons d'effectuer l'acquisition à travers un minimum de deux trous au moins, d e largeurs différentes. Les transformées de Fourier de ces deux trous ne s'annulant pas pour les mêmes fréquences, ce système permet u n meilleur codage des données. La restitution de ces données pendant l'étape de reconstruction s'en trouve facilitée. Examinons ce problème en détail: L'équation de convolution à inverser peut s'écrire: S(x) = p(x - t)n(T)dtc = p 0 n (4) o n(x) est le noyau de convolution de forme rectangulaire. p(x) est l'objet recherché et S(x) représente les données obtenues après l'étape de sommation décalage (pour une profondeur y donnée et un angle de projection donné). g9 2778467 Dans l'espace des fréquences (après transformée de Fourier) u n produit de convolution se transforme en un produit simple. L'équation (4) s'écrit alors: (o) = ç(o).û(w) (5) Qui s'inverse facilement par: (0) = fi(0) (6) La transformée de Fourier d'une fonction rectangulaire de largeur L obéissant à une loi sinus cardinal (sinus(rtLco)/rLco) le noyau i(co) possède donc des zéros pour coc=n/L o n prend les valeurs entières 1,2,3.... La figure 8 représente une telle fonction en unités arbitraires. Ces fréquences sont appelées dans ce qui va suivre, fréquences critiques coc. Pour un signal parfait sans bruit S(coc) serait très petit et le rapport retrouverait la valeur de O(0)c). Dans la réalité le bruit de comptage des photons et les contributions des sources situées aux autres profondeurs peuvent être symbolisés par un bruit additif b. L'équation devient: S(x)=p n+b (7) le résultat de la résolution du système par l'équation (6) ne donne plus l'objet initial mais la somme: S(oe) _ p(oe).(oe) + b(oe) _ - (oe+ () (oe) û(o=) =-,(0o)+ (8) La valeur du rapport 1(o) devient prépondérante comparée à p(o) ce i(oe) qui explique l'amplification du bruit pour ces fréquences. En effet la transformée de Fourier du bruit a un spectre très dense (bruit blanc) qui contraste avec les valeurs faibles de la transformée de Fourier d u noyau au voisinage des fréquences critiques. On peut aussi expliquer ce phénomène avec le vocabulaire emprunté à la théorie du calcul matriciel. Dans ce formalisme, la convolution correspond à une multiplication par une matrice de type Toeplitz. Les valeurs propres du système sont données par la transformée de Fourier du noyau. Les fréquences critiques correspondent aux plus petites valeurs propres de ce spectre. Le nombre de conditionnement qui dirige l'amplification du bruit est défini par le rapport de la plus grande valeur propre sur la plus petite. Ainsi pour un système d'équations linéaires défini par: Np=S o p et S sont des vecteurs et N est la matrice de transfert d u système. On sait que 11A Ill reconstruite sera grande. Le perfectionnement consiste donc à utiliser deux trous se représentant dans l'espace de Fourier par des noyaux de largeurs différentes. Ils peuvent donc correspondre à des trous de largeurs différentes, d'inclinaisons ou de formes différentes. Le problème de déconvolution précédemment décrit est remplacé p a r un double problème de déconvolution pour les noyaux A et B: SA(X) = j P(X -')nA (T)dT = p nA (10) SB(x) = p(- c)nB(T)dr = p nB Bien entendu l'objet p reste le même pendant les deux acquisitions et la solution de ces deux équations est la même. Ce problème peut maintenant être résolu de façon beaucoup plus robuste p a r l'algorithme suivant: Pour Tout co Si nA(co)>nB(cO) Prendre (Co)= A(t) (11) nA(CO) (l Si nA(to) noyaux et suit alternativement ces deux spectres. La largeur des noyaux sera choisie de façon à éviter au maximum les valeurs faibles dans la transformée de Fourier. D'autres traitements sont également possibles avec deux trous de largeurs différentes comme une simple soustraction des résultats obtenus avec chacun de ces trous qui peut donner une fonction beaucoup plus étroite que les trous originaux. La figure 10 montre un arrangement possible de l'ensemble du système selon l'invention. Le patient ou l'objet à observer 20 est représenté devant le collimateur 22 et le détecteur 24. Une combinaison de mouvement linéaire 30 et de rotation 34 permet l'acquisition d'un ensemble complet de données. S'il est en effet possible avec une seule acquisition plane en mode CACAO de reconstruire un volume de données, l'atténuation des photons gamma par le patient lui même rend nécessaire l'acquisition sous différents angles par contre, le nombre d'angles peut être plus réduit que lors d'une acquisition tomographique classique. La figure 11 montre un séquence possible de ces mouvements. Le patient 20 est représenté en coupe transverse. Le mouvement linéaire tangentiel 30a est suivi d'un mouvement de rotation 34a, lui même suivit d'un second mouvement de translation 30b. Si les mouvements de translation alternent avec les mouvements de rotation comme indiqué sur la Figure 11, une inversion du sens de la translation parait souhaitable à chaque cycle. Pour réaliser une acquisition plus rapide avec un grand nombre d'angles, un déplacement rotatoire continu peut être également combiné à un mouvement linéaire continu. La figure 12 montre un arrangement possible des trous du collimateur selon l'invention. Le collimateur 22 est représenté vu par sa face d'entrée,parallèle au plan du détecteur. Deux types de trous de largeurs différentes 40 et 42 sont représentés. La direction du déplacement linéaire 30 est matérialisée par une flèche. Compte tenue de cette direction, les trous sont arrangés en colonnes perpendiculairement à cette direction. Chaque colonne est décalée d'une distance de l'ordre de grandeur de la résolution recherchée. Tous les trous ont leur plus petite dimension supérieure à la résolution intrinsèque du collimateur en accord avec le précédent brevet. La figure 12 représente une série de rangées de trous rectangulaires à grands axes horizontaux 40, suivie d'une autre série de trous à grands axes verticaux 42 pour assurer une résolution homogène dans le champ reconstruit. La figure 13 explique comment un tel collimateur (comme celui de la Figure 12) peut enregistrer un ensemble complet de données. Cette figure se décompose en trois parties a,b,c. Sur la partie a u n collimateur simplifié 22 a été représenté. Un seul type de trous 40 est représenté pour la clarté du dessin. Trois colonnes de trous sont visibles. Les centres des trous sont matérialisés par des petits cercles 44. La partie b de la figure 13 représente le même collimateur dessiné deux fois. Le premier dessin représente le collimateur dans sa position de départ. Le second dessin représente ce même collimateur ayant subit un déplacement linéaire 30a. Les trous ne sont pas dessinés complètement pour ne pas alourdir le dessin mais les centres des trous sont tous dessinés. Enfin la partie de droite (c) 14 ' représente les positions des centres des trous de ce collimateur, après avoir effectué de nombreux déplacements. Une zone centrale est clairement visible dans laquelle les trous du collimateur ont réalisé un réseau dense et régulier 46. La figure 14 montre un autre arrangement très similaire à celui de la figure 11, qui présente l'avantage d'une rotation continue. La figure 11 est adaptée à l'acquisition de nombreux déplacements linéaires et peu de déplacements angulaires, alors que la figure 1 4 est adaptée à l'acquisition de nombreux déplacements angulaires. On rappelle que dans les déplacements de caméra lors d'acquisitions tomographiques par example deux modes d'acquisition sont possibles: un mode ou après chaque déplacement la caméra s'arrête pour enregistrer l'acquisition (mode pas à pas) et un mode dans lequel le déplacement est continu et o les acquisitions sont enregistrées sans arrêt du mouvement de la tête de caméra (mode continu). Ce mode d'acquisition continu est particulièrement adapté a l'enregistrement d'un grand nombre d'acquisitions, l'erreur due a u déplacement de la tête étant d'autant plus petite que chaque déplacement élémentaire est petit (donc que leur nombre est grand). La figure 14 est optimisée pour une acquisition continue deux ou plusieurs têtes de gamma caméra sont utilisées limitant d'autant le nombre de mouvements à réaliser. Les têtes pouvant posséder des collimateurs identiques mais décalés suivant la direction tangentielle d'un tiers du déplacement total à réaliser dans une configuration a 3 têtes (la moitié pour une configuration à deux têtes). Décrite en mode pas à pas la séquence d'acquisition se déroule comme suit: l'ensemble effectue d'abord un tour complet (34). Puis toutes les têtes sont décalées suivant le mouvement linéaire (30). Et on alterne ces deux précédents mouvements j'usqu'à la fin de la séquence. La séquence d'acquisition suivante sera identique mais avec les mouvements de translation linéaire pris dans l'autre sens. En mode continu, les deux mouvements peuvent être réalisés simultanément puisque dans cette réalisation, il n'y a aucune inversion de mouvement durant la séquence d'acquisition. En mode continu la séquence peut être décrite ainsi: durant chaque tour de l'ensemble des têtes de gamma caméras 34 ces dernières effectuent un mouvement de translation élémentaire 30. La figure 15 représente un autre mode possible de réalisation de l'invention. Seul le collimateur 22 est représenté, il est animé d'un mouvement de rotation 34 autour du patient. Le patient (non représenté) est allongé sur la table d'examen 31, qui est animé d'un mouvement de translation 30. Les trous de diamètre différent sont disposés en colonnes perpendiculairement au sens du déplacement linéaire 30 et bien sûr, chaque colonne est décalée d'une distance de l'ordre de grandeur de la résolution recherchée comme décrit dans la figure 12. Ce mode de réalisation souligne le fait que les mouvements peuvent être combinés selon des arrangements très divers et que de À5 2778467 plus ces mouvements sont relatifs par rapport à l'objet à observer: il est tout à fait possible de tourner l'objet et de le déplacer devant un détecteur fixe, sans changer le principe de l'invention. REVENDICATIONS 1. Système de gamma caméra à haute sensibilité comprenant une ou plusieurs tètes de gamma caméra comprenant chacune u n collimateur, un détecteur présentant une face d'entrée disposée derrière le collimateur pour convertir les photons qui frappent chaque point du dit détecteur, en impulsions électriques et pour donner une indication de localisation du point d'impact des rayons gamma émis, et un ensemble de traitement des signaux électriques pour élaborer une image de l'émetteur de rayonnement gamma et des moyens pour déplacer par pas successifs lesdites têtes de gamma caméra relativement à l'objet émetteur de rayons gamma, caractérisé en ce que l'ensemble des dits collimateurs comprennent au moins deux orifices de formes différentes dont leur section droite ont une dimension supérieure à la résolution recherchée, en ce que ledit pas de déplacement est de l'ordre de grandeur de la résolution recherchée, et en ce que ledit ensemble de traitement comprend des moyens pour mémoriser les signaux électriques recueillis avec leurs informations de localisation pour chaque position des dites têtes de gamma caméra, et des moyens de traitement des informations ainsi mémorisées pour reconstituer une fonction de densité de rayonnement émis p(x,y,z) pour x,y,z correspondant au pas choisi. 2. Système de gamma caméra selon la revendication 1 caractérisé en ce que l'un des dits orifices est une section droite rectangulaire. 3. Système de gamma caméra selon la revendication 2 caractérisé en ce que deux des dits orifices ont une section droite rectangulaire et que les grands axes des dits rectangles ne sont pas parallèles. 4. Système de gamma caméra selon l'une quelconque des revendications 1 à 3 caractérisé en ce que le ou lesdits collimateurs comportent au moins deux ensembles d'orifices, les dits orifices étant identiques à l'intérieur de chaque ensemble. 5. Système de gamma caméra selon la revendication 4 caractérisé en ce que lesdits orifices appartenant à une même famille soient agencés en colonnes, chacune des dites colonnes étant décalée par rapport à la précédente dans la direction perpendiculaire au déplacement d'une distance de l'ordre de grandeur de la résolution recherchée. 6. Système de gamma caméra selon l'une quelconque des revendications 1 à 5 caractérisé en ce que la dite ou les dites têtes de gamma caméra puissent être animée d'un mouvement de rotation relatif autour de la dite densité de rayonnement émis. 7. Système de gamma caméra selon l'une quelconque des revendications 1 à 6 caractérisé en ce que ladite ou lesdites têtes de gamma caméra soient animées d'un mouvement de translation relatif par rapport à la dite densité de rayonnement émis. 8 Système de gamma caméra selon l'une quelconque des revendications 1 à 7 caractérisé en ce que lesdits moyens de traitement de l'ensemble de traitement comprennent des moyens pour appliquer à l'ensemble des informations mémorisées correspondant aux données brutes ou prétraitées, une opération de sommation décalage par un décalage des informations dans une direction spatiale parallèle au plan du collimateur pour les informations correspondant à chaque position de la ou des dites gamma caméra, et sommation des dites informations précédemment décalées pour chaque position de la gamma caméra. 9. Système de gamma caméra selon l'une quelconque des revendications 1 à 8 caractérisé en ce que lesdits moyens de traitement comprennent des moyens pour déconvoluer les informations mémorisées, correspondant aux données brutes ou prétraitées, avec deux créneaux en relation avec les largeurs des dits orifices et des dits éventuels pré traitements. 10. Système de gamma caméra selon l'une quelconque des revendications 1 à 9 caractérisé en ce que l'un ou lesdits moyens de traitement comportent des moyens de calcul de la profondeur dans le milieu détecteur du point d'interaction de chaque rayon gamma avec le milieu détecteur.