FR 2377642 A1 19780811 FR 7701150 A 19770117 L'objet de cet invention est un noveau-procedé et un dispositif permettant d'améliorer les résolutions énergétiques et spatiales dés détecteur de photons pour application médicale, et plus spécifiquement des cameras basées sur le scintillateur NaI. Pour obtenir la dite amélioration,on utilise un type de filtres construits en éléments trés lourds, ou leurs composants Les dits filtres sont choisis pour donner de bons résultats avec les émetteurs garmna dont l'énergie est entre 75 keV et 120 keV. Un algorithme mathématique approprié permet d'obtenir des images en utilisant seulement des photons cpu ne sont pas diffusés à interieur des corps. Un autre objet de l'invention est un procédé qui permet d'obtenir une trés bonne résolution energetique, LE/EtFWHM) 5%, pour les détecteurs qui consistent principalement d'éléments de charge atomique trés élevée.Plus specifiquement ce procédé peut Fre utilisé avec un nouveau détecteur de photons- suspension de grains supraconducteurs ( voir par exemple,A.K.Drukier ,Symposium on Nuclear Medicine,Los Angelos,October 1976 ed.IAEA,Vienne). La combinaison du détecteur de photons de haute énergie avec un colimateur, est utilisée couramment pour les études morphologiques et physiologiques des organismes biologiques. L'amélioration de la résolution spatiale dudit détecteur,est nécessaire pour détecter les changements biologiques de petite extension, par exemple les tumeurs cancereuses à l'intérieur d'organismes. Une des principales limitations de la résolution spatiales des systemes actuellement utilisé en médicine nucléaire ,est la diffusion de photons sur les électrons des tissus, clest-à-dire, l'effet Compton. Les photons diffusés changent de direction ,et la position de leurs émissions est mal interpretée. Ceci diminue les contrastes entre les tissus malades et sains, et il peut en résulter l'image de structures n existant pas en réalité. Alors ,les photons diffusés ne partent aucune information sur l'objet étudié , et doivent être laissés de cté. lors de la reconstruction de l'image. En pratique, les photons ayant une énergie supérieure à 50 keV sont utilisés parceque la section efficace de l'effet Compton diminue avec l'énergie. Quand ils sont diffusés , les photons perdent une partie de leur énergie. Ch peut alors laisser de côte les photons diffuses lors de la reconstruction de l'image, si on utilise des détecteurs des photons ayant une bonne résolution énergétique et des sources de photons. Les sources radioactives sont pratiquement monochromatiques, c'est-à-dire que la résolution d'une pour mille n'est pas impossible. Malheureusement, la résolution énergetique des détecteurs de photons est mauvaise, par exemple #E/E (FWHM)=15-20% pour les caméras basées sur le scintillateur NaI. Seuls les détecteurs semiconducteurs ont une résolution énergétique meilleure que 5%, mais malheureusement,ils ont d'autres inconvénients: leur petite surface et leur prix élevé. Il est bien connu que le coefficient d'absorption d'éléments purs augmente d'un ordre de magnitude autour d'une énergie bien définie, dite " absorbtion edge energy". Cette "absorbtion edge energy", Ea se situe entre quelques keV pour les éléments de basse charge atomique, Z , et 115 keV pour l'Uranium. Dans les applications médicales, itutilisation des photons de basse énergie a beaucoup d'inconvénients et donc,seuls des éléments à trés haute charge atomique Z sont intéressantes. Les donnée5sur"absorbtion edge energy" pour quelques éléments à Z= 74 sont repertoriéesdans le Tableau 1. Certains éléments,comme Re,Os,Ir,Pt ou les actinides, à l'exclusion de l'Uranium n'ont pas été répertoriés à cause de leur prix excessivement élevé. Les quantités suivantes nous intéressent pour ce qui suit et sont répertoriées dans le tableau 1: + - coefficient d'absorbtion à énergie juste supérieure à Ea; 11 - coefficient d'absorbtion à énergie juste inférieure à Ea 15%- coefficient d'absorbtion à énergie E = 0.85 Ea La possibilité d'améliorer la résolution énergétique des détecteurs de photons est dûe à l'existence des émetteurs de gamma à énergie légerement supeorieure à l'"absorbtion edge energy" des éléments à Z trés élevé ( voir tableau 2 ). Seuls les isotopes à temps de vie supérieure à 10 minutes sont répertoriés .Les énergies répertoriés dans ce tableau sont les plus proches de l'"absorbtion edge energy",même Si les radioisotopes émettent des photons à énergie différ@ate. La différence relative entre l'énergie d'isotope et l'"absorbtion edge energy" , (E&gamma; - Ea)/E&gamma; , est répertoirée. La figure 1 mantre le systéme typique employé en médecine nucléaire. Pour simplifier l'argument ,considerons le cas ou le détecteur de photons consiste d'un élément à Z trés élevé. Si l'émetteur de photons a une énergie considérablement plus haute que l'"absorptionedge energy4' les photons à la fois "bons",c'est à dire nondiffus , est "mauvaise", c'est à dire diffus , sont arretés à l'intérieur du détecteur Actuellement,la probabilité d'absorber les photons diffus est plus grandie que celle d'absorberode "bons" photons.Par exemple, pour Pb et l'émetteur de photons le plus populaire (Tc99i à energie E&gamma;=140 keV) 1=2.27 g/cm2 et 2 = 3.84 g/cm2 ou 1 = (E&gamma; = 140 keV) et 2 = (E&gamma; = 127 keV) est le coefficient d'absorbtion pour les photons diffuséssur un angle de 45 . La situation est totalement différente quand les photons émis ont une énergie juste supérieure à l'"absorbtion edge energy". Presque tous les photons diffusés ont une énergie en dessous de l"'absorbtion edge energy", donc le coefficient d'absorbtion est trés petit.Avec un détecteur constitué d'une metal pur et à z trés élevé, et ayant une épaisseur appropriée ,presque tous les "bons" photons,c'est-à-dire plus de 90t d'entre eux,sont absorbé à intérieur du détecteur. Mais les photons diffusés ne sont pas arrêtés à l'intérieur du détecteur. Parmi les d'etecteurs de photons existant,seuls les semiconducteurs et et PbTe,le scintillateur bismuth germanate et le détecteur supraconducteur de photons,sont les bonnes appoximations d'un détecteur consistant d'élements à Z trés élevé.Le detecteur supraconducteur de photons consiste en de petits grains de métal supraconducteur dispersé à l'intérieur d'un matériau diélectrique léger à Z trés bas.Les éléments à Z trés élevé,conine Kg,Tl,Pb et U sont supraconducteur à condition d'être placés à trés basses temperatures. De plus, les alliages de Au avec lès matériaux supraconducteurs légers ,par exemple Al,peuvent être supraconducteurs. Les performances du système existante medecine nucléaire,peuvent être améliorées quand on utilise les radio-isotopes répertoriés dans le tableau 2, et les filtrs basé sur les éléments à z trés élevé ( voir fig.3 ). Om doit choisir l'élément dont ltrrabsorbtion etlge energy" est légerèment inférieure à énergie de l'émetteur de photons. Si le filtre a une épaisseur appropriée la presque totalité des "bons" photons est arretée à l'intérieur de filtre, qui est presque transparant pour les photons diffus. Donc l'image obtenu quand le filtre est interposé entre l'objet à étudier et le détecteur,est composé seulement de photons diffus. Cette image peut être utilisée pour corriger les images obtenues sans filtres qui consistent à la fois des "bons" photons et des photons diffus. Par la suite ,il sera utile d'employer la représentation matricielle d-' images: IB = image de "bons " photons,c'est à dire photons non diffus; ID - image de "mauvais" photon,c'est à dire photons diffus; ISF - image obtenue sans filtre; IF - image obtenu avec la filtre. I1 sera de plus utile de normaliser les images, c'est à dire de diviser les activités dans tous les points par une activité totale ou une activité dans l'aire d'interét. Evidement, NID = NISF -NIB (la) et quand les filtres appropriés sont usés NIB # NIF (lb) alors NID # NISF - NIF (1c). Les filtres doivent avoir une épaisseur appropriée. Quand ils sont trop épais, tous les"bons" photons sont absorbé ainsi qu'une grande partie des photons diffus. Donc, le temps nécessaire por obtenir la matrice de correction NIF sera plus long ou la dose d'irradiation supérieure. D'autre part si les filtres sont trop minces, ils n'arrétent pas "bons" photons et l'équation (1b) n'est plus valable. Les filtres peuvent être construits avec des éléments purs à Z très élevé ou avec leurs composants,plus particulièrement les alliages. Dans ce qui suit, on utilisera le terme "épaisseur efficace du filtre" qui est égal à l'épaisseur seule de l'élément à Z trés élevé. Ceci implique que dans un composant utilisé,l'absorbtion est surtout dans l'élément à Z très élevé,c'est-à-dire que même si l'élement à Z trés bas contribue considérablement au poids du composant, son absorption est négligeable. Tableau 1 Z E&gamma; + - 15% Au x 79 80.67 8.53 1.42 2.44 Hg x 80 83.08 8.23 1.38 2.35 Tl 81 85.52 7.93 1.34 2.26 Pb . 82 87.95 7.63 1.30 2.15 Bi x 83 90.54 7.33 1.26 2.06 U 92 115. 4.79 0.865 1.27 E&gamma; in keV ; +, -, 15% in g/cm2 X +', - , 15% calculated by extrapolation. Tableau 2 t E&gamma; (keV) (E&gamma; Pd100 4.0 D 80.7 Au Se75 127 d 80.8 0.11% Au Ra223 11.3d 80.9 0.23% Au Xe133 5.27 d 81. 0.33% Au Ba133 7.2 y- 81. 0.33% Au La138 10y11 81. 0.33% Au Te121i 140. d 81.9 1.45% Au Pt191 3.0 d 82.5 2.16% Au Po206 8.8 d 82.9 2.64% Au pb211 36. m 83. 2.75% Au Dy157 8.2h 83.1 Gd153 230 d 83.3 0.23% Hg Cd104 59.2 m 83.5 0.47% Hg Kr79 1.44 d 84.0 1.1% Hg Th231 10.7 d 84.1 1.2% Hg Tm170 129. d 84.23 1.33% Hg Tc170 127. d 84.3 1.4% Hg Ra224 3.64 d 84.3 1.4% Hg Th228 1.91 y 84.4 1.5% Ta182 111. d 84.667 1.8% Hg Re182 3.0 h 84.67 1.856 Hg Re183 125. d 84.7 1.9% Hg Tableau 2,continuation Ta183 5.2 d 84::7 1.9% Hg Ac225 10. d 85. 2.2% Hg Rb81i 31.5 m 85. 2.2% Hg Nd151 12. m 85.4 2.7% Br77 2.4 d 86. 0.56% Tl As77 38.9 h 86. 0.56% Tl Te160 72.3 d 86. 0.56% Tl Eu155 1.8 y 86.4 0.99% Tl Ho161i 56.3 h 86.4 0.99% Tl pa233 27.2 d 86.66 1.25% Tl Tb160 73.1 d 86.7 1.36% Tl Th233 22.1 m 86.9 1.59% Tl Lal42 77. m 87. 1.7 % Tl Pd109 13.6 h 87. 1.7% Tl Cd109 470. d 87.6 2.43% Tl Er171 36.7 m 88.0 Pb Pb214 26.8 m 88.4 0.45% Pb Te123i 112.d 88.63 0.71% Pb Te127i 103. d 88.67 0.76% Pb Eu156 14.7 d 88.9 1.0% Pb Lu176 2.4x101 y 88.9 1.0% Pb sb120ì 5.9 d 89. 1.1% Pb Eu145 5.0 d 89. 1.1% Pb Tb156 5.16 d 89.1 1.2% Pb HE175 7.0 d 89.4 1.52% Pb Tableau 2 continuation Ge69 1.63 d 90.0 2.2% Pb Dy155 10. h 90.28 2.3% Pb Ho164i 36.7 m 90.6 0.087% Bi Lu174 1.64 y 90.6 0.087% Bi Lu172 6.7 d 90.6 0. 087% Bi Bi204 12.0 h 90.9 0.428 At209 5.5 h 90.95 0.47% Bi Nd147 11.4 d 91.26 0.81% Bi Ba131 11.5 d 92.0 1.6% Bi Ta182 118. d 92.0 1.6% Bi Erl69i 105. d 92.1 1.7% Bi Th234 24.3 d 92.13 1.7% Bi Cu67 2.44 d 92.2 1.8t Bi Ga67 3.25 d 92.3 1.9% Bi Kr76 9.7 h 93.0 2.7% Bi Ag111 7.54 d 93.0 2.7% Bi Ta182 111. d 93.0 2.7% Bi Hf181i 5.4 h 93.3 3.0% Bi Cd107 6.74 d 93.5 3.2% Bi Yb169i 30.9 d 93.64 3.3t Bi Dy165 2.3 h 94.79 4.5% Bi cr48 23. h 116.0 0.35% U Tl200 26.5 h 116.5 0.78% U Pb198 2.3 h 116.9 1.18 U Mn56 2.6 h 117. 1.2% U U234 2.5x105y 117.5 1.6% U Tableau 2, continuation Ga65i 15.2 m 118. 2.0% U yb167 18.5 m 118. 2.0% U yb177 1.88 h 119. 2.9% U REVENDICATIONS 1) Utilisation médicale de cristaux scintillateurs de Bismuth Germanate ayant utile épaisseur inférieure ai 5 g/cm2, et avec les émetteurs dc photons duc saute energie suivants: Bi204,At209,Nd147,Ba131,Ta182,Er169i,Th234,Cu67,Ga67,Kr76, Ag111,Ta182,Hf181i,Cd107,YD169i,Dy115. 2) Utilisation médical de semiconducteurs de llgI2 ayant une épaisseur inferieure à 5 g/cm2 avec les émetteurs de photons de haute énergie suivants: Dy157,Gd153,Cd104,Kr231,Tm170,Tc170,Ra224,Th228,Ta182 Re182,Re183,Ta183,Ac225,Rb81i,Nd151,Br77,As77,Te160,Eu155, Ho161i,Pa233,Tb160,Th233,La142,Pd109 et Cd109. 3) Utilisation médicale de semiconducteurs de PbTe ayant une épaisseur inferieuré à 5 g/cm2 avec les émetteurs de pllotons de haute énergie suivants: Er171,Pb214,Te123i,Te127i,EU156,Lu176,Sb120i,Eu145,Tb156, Hf175,Ge69,Dy155,Ho164i,Lu171,Lu172,Bi204,At209,Nd147,Ba131, Ta182,Er169i,Th234,Cu67,Ga67. 4) Utilisation médicale du detecteur supraconducteur de photons basé sur les éléments suivants : Au,Hg,Pb,Bi et U et ayant une épaisseur inferieure à 5g/cm2 avec les émetteurs de photons de haute énergie répertoriés dans la tableau 2. 5) Utilisation de la camera à scintillateur NaI avec un filtre basé sur des éléments à très haute @ (Au,Hg,Tl,Pb,Bi et U) ayant une " épaisseur efficace" inferieure à 5g/cm2 mais supérieure à 0.1 g/cm2 pour l'utilisation médicale avec des émetteurs de photon de haute énergie répertoirés dans le tableau 2. 6) La realisation particuliére des filtres selon la revendication 5, caractérise en ce que les filtres sont composés d'une feuille metallique, éventuellement couverte d'une mince couche d'élements à Z faible. 7) La realisation particuliére des filtres selon les rèvendications -5 et 6, caractérisée un ce que ceux-ci sont mécaniquement supporté par une colimateur approprié ou sont partie intégrale du dit colimateur. 8) La procédé qui permet d'obtenir des images de la distribution des émetteurs de photons à l'intérieur d'organismes biologiques ( les dits émetteurs sont répertorie's dans le tableau 2 ) et qui est composé des operations suivantes - accumulation de données et création d'images sans filtre ( ISF ) - accumulation de données et création d'images quand le filtre, selon les revendications 5,6 et 7, est interposé entre l'objet à étudier et le détecteur de photons ( IF ); - la normalization des dites images ( ISF # NISF et IF # NIF ) et la mémorisation de celle-ci sous forme numérique dans un systeme - de calcul approprié; ; - création d'images dues seulement aux photons non diffusés d'apres la formule suivante: NB - NISF - NIF