FR 2748118 A1 19971031 FR 9605166 A 19960424 APPAREIL DE SCINTIGRAPHIE La présente invention concerne un appareil de scintigraphie pour reconstituer une image d'un matériau ou organe marqué au moyen d'un isotope émettant un rayonnement radioactif. Un tel appareil est connu en lui-même et permet d'obtenir sur une surface sensible ou sur un écran ou sur une imprimante une image caractérisant la concentration d'un isotope traceur radioactif introduit dans un milieu déterminé (organisme humain, végétal, etc. .). Un tel appareil comporte, de façon connue - des moyens de détection comprenant un collimateur, un scintillateur adapté à absorber au moins une partie dudit rayonnement radioactif et à émettre un rayonnement lumineux, des moyens photomultiplicateurs, pour amplifier ledit rayonnement lumineux, - des moyens pour mesurer et traiter les signaux émis par les moyens photomultiplicateurs pour les différentes zones dudit matériau ou organe afin de reconstituer une image de ce dernier. L'appareil de scintigraphie connu comporte un collimateur convergent en un point que l'on déplace sur les différentes zones du matériau ou organe étudié afin de reconstituer une image de ce dernier. Il est nécessaire de maintenir l'appareil en stationnement devant chacune des zones pendant une durée d'acquisition de données prédéterminée identique. On mesure pour chaque zone la quantité totale des charges électriques générées par le photomultiplicateur. On peut ainsi reconstituer une image représentative de la concentration du traceur dans l'organe étudié. Le processus d'obtention d'une image d'un organe est donc d'autant plus long que ledit organe est plus volumineux. Dans l'application classique de la scintigraphie à la thyroïde, on utilise comme marqueur l'iode I123 et comme scintillateur un cristal de iodure de sodium INa activé au Thallium. On connaît par ailleurs l'appareil appelé gamma-caméra, qui comporte un scintillateur de grande dimension, pouvant atteindre 40 cm, derrière lequel on place plusieurs photomultiplicateurs du commerce. On mesure à la fin d'une opération la quantité totale des charges électriques générées par chacun des photomultiplicateurs. Cet appareil permet d'obtenir, en une seule période de mesure, une image complète d'un organe pouvant atteindre la dimension du scintillateur, ce qui est précieux sur le plan de la durée d'une opération de mesure. Un tel appareil permet d'obtenir une image complète de qualité acceptable, même si elle est moins bonne que l'image obtenue par un appareil classique de scintigraphie. Ainsi, la gamma caméra constitue l'appareil de base d'un service de médecine nucléaire. Le but de l'invention est de remédier aux inconvénients des appareils connus et de proposer un appareil du type précité permettant d'obtenir en une opération de durée limitée une image complète d'un matériau ou organe dont la dimension n'est pas notablement supérieure à une dimension transversale prédéterminée de l'appareil, ce dernier permettant d'obtenir en une seule mesure une image d'une qualité au moins égale à celle obtenue avec l'appareil de scintigraphie classique. Suivant l'invention, l'appareil de scintigraphie du type précité est caractérisé en ce que les moyens photomultiplicateurs comprennent un photomultiplicateur unique qui a en coupe transversale des dimensions très supérieures à sa résolution spatiale, et qui comporte des moyens de localisation des charges générées par ledit photomultiplicateur. Un tel photomultiplicateur, qui est connu en lui-même, cumule les avantages d'un photomultiplicateur classique et ceux d'un système d'imagerie à grande surface d'analyse du type gamma-caméra, tout en étant simple à mettre en oeuvre. Il en est exactement de même de l'appareil de scintigraphie selon l'invention, qui permet ainsi d'obtenir une image d'une qualité comparable à celle des appareils classiques connus, tout en étant capable de reconstituer une image d'un matériau ou organe étudié ayant des dimensions comparables à celles d'une coupe transversale dudit photomultiplicateur. Un tel photomultiplicateur à localisation des charges a par lui-même une résolution spatiale d'environ 1,5 à 2 mm, et constitue avec le collimateur et le scintillateur des moyens de détection ayant une résolution spatiale comprise entre 2 et 4mm environ, pour une surface d'analyse ayant un diamètre de 75, 100 et même 125mm, qui permet d'obtenir une image complète de nombreux organes. L'appareil de scintigraphie selon l'invention permet ainsi d'obtenir une image complète à partir d'une unique période de mesure, et donc dans un délai de durée très inférieure à celle nécessaire pour obtenir une image dans un appareil de scintigraphie classique. Cette durée est comparable à celle nécessaire en cas d'utilisation d'une gamma caméra, mais permet d'obtenir une image de qualité nettement supérieure à ce dernier appareil. Suivant un mode de réalisation intéressant de l'invention, les moyens de localisation du photomultiplicateur comprennent une anode du type en treillis composée de deux nappes constituées chacune de fils métalliques parallèles, les fils d'une nappe croisant sans contact les fils de l'autre nappe , deux fils adjacents d'une même nappe sont reliés l'un à l'autre à leurs extrémités respectives d'un même côté de la nappe par une résistance de valeur prédéterminée identique pour tous les fils des deux nappes, et la charge collectée par les différents fils d'une même nappe est lue aux deux extrémités du pont de résistances ainsi formé, et des moyens pour délivrer à chaque mesure les coordonnées du barycentre des charges collectées depuis la mesure précédente et la somme totale de ces charges. Suivant une autre réalisation intéressante de l'invention, l'appareil de scintigraphie comporte des moyens pour enregistrer à une fréquence prédéterminée la localisation et la somme des charges générées par le photomultiplicateur. La fréquence de mesure est prédéterminée de préférence en fonction de la fréquence moyenne du rayonnement radioactif du matériau ou organe étudié. Ainsi, la fréquence des mesures est suffisamment importante pour que les coordonnées du barycentre des charges collectées depuis la mesure précédente restent parfaitement représentatives de la concentration du radioisotope dans le matériau ou organe étudié sans risque de faire apparaître au centre de l'image une accumulation de charges sans aucun rapport avec la réalité. Suivant un mode de réalisation avantageux de l'invention, l'appareil de scintigraphie est adapté à reconstituer l'image d'une glande thyroïde marquée par des radio-isotopes d'iode I123, le scintillateur est un cristal de iodure de sodium INa activé au Thallium (Tl). La fréquence de mesure est, de préférence, de l'ordre de 100.000 mesures par seconde. Suivant un autre aspect de l'invention, celle-ci concerne l'utilisation d'un photomultiplicateur unique qui a en coupe transversale des dimensions très supérieures à sa résolution spatiale et qui comporte des moyens de localisation des charges générées par ledit photomultiplicateur, dans un appareil de scintigraphie selon le premier aspect de l'invention. D'autres particularités et avantages de l'invention apparaîtront dans la description ci-après. Aux dessins annexés, donnés uniquement à titre d'exemples non limitatifs - la figure 1 est une vue d'ensemble en perspective d'un appareil de scintigraphie selon un mode de réalisation de la présente invention - la figure 2 est une vue schématique partiellement en coupe axiale des moyens de détection, de mesure et de traitement de l'appareil de scintigraphie de la figure 1, - la figure 3 est un schéma de principe du photomultiplicateur de la figure 2 - la figure 4 est un schéma électrique du photomultiplicateur de la figure 2, - la figure 5 est un schéma illustrant la mesure des coordonnées du centre de gravité des charges générées dans le photomultiplicateur depuis la mesure précédente, et celle de la quantité totale de ces charges. Dans le mode de réalisation représenté à la figure 1, L'appareil de scintigraphie 1 est adapté à reconstituer une image d'un matériau ou organe marqué au moyen d'un isotope émettant un rayonnement radioactif. Cet appareil 1 comporte un organe de détection 2 monté de manière pivotante ou articulée (flèche 2a) à l'extrémité libre d'un bras articulé 3 fixé à un coulisseau 4 mobile le long d'une colonne de guidage verticale 5 montée elle-même sur un pied 6 muni de roulettes. L'organe de détection 2 est relié par un câble 7 à un coffret 8 mobile comprenant les moyens électroniques et informatiques, qui seront décrits plus loin, de l'appareil de scintigraphie 1, y compris un micro-ordinateur (non représenté) équipé d'un écran de visualisation 9, et une imprimante ou un dispositif photographique permettant d'impressionner une plaque sensible (non représentés) L'organe de détection 2 comprend un collimateur 10, un scintillateur 13 adapté à absorber au moins une partie dudit rayonnement radioactif et à émettre un rayonnement lumineux, des moyens photomultiplicateurs 14 pour amplifier ledit rayonnement lumineux, des moyens 15 pour mesurer et traiter les signaux émis par les moyens photomultiplicateurs 14 pour les différentes zones dudit matériau ou organe afin de reconstituer une image de ce dernier. Suivant l'invention, L'appareil 1 est caractérisé en ce que les moyens photomultiplicateurs comprennent un photomultiplicateur unique 14 qui a, en coupe transversale, des dimensions très supérieures à sa résolution spatiale, et qui comporte des moyens 16 de localisation des charges générées par ledit photomultiplicateur 14. Dans l'exemple représenté, L'appareil 1 est adapté à reconstituer l'image d'une glande thyroïde marquée par des radio-isotopes d'iode I123. Dans cet exemple, le collimateur 10 est un collimateur parallèle constitué d'un ensemble de trous 11 disposés suivant un réseau hexagonal pour optimiser le rapport entre la surface ouverte et la surface opaque. Les trous 11 sont séparés par des parois en plomb 12 adaptées à absorber les rayons gamma qui ne sont pas dirigés dans la direction de l'axe des trous 11. Un tel collimateur 10 est connu en lui-même et n'a pas besoin d'être décrit plus complètement ici. On sait qu'un tel collimateur parallèle 10 permet d'obtenir une image ayant les dimensions du matériau ou de l'organe étudié quelle que soit la distance entre ledit matériau ou organe et le collimateur. Les trous 11 peuvent être de section circulaire ou hexagonale, I'efficacité du collimateur 10 étant meilleure si on utilise des trous 11 de section hexagonale. Par contre, la résolution spatiale du collimateur 10 diminue si on augmente la distance entre le matériau ou organe étudié et le collimateur. Le collimateur 10 est de préférence monté de manière amovible sur l'organe de détection 2. I1 peut ainsi être remplacé par un collimateur d'un autre type en vue d'une utilisation différente de l'appareil 1, par exemple un collimateur convergent, ou un collimateur divergent, ou un collimateur du type à trou d'épingle (pinhole), qui sont connus en eux-mêmes. Le scintillateur 13 est un scintillateur classique connu en lui-même. 1l est adapté à convertir les rayons gamma en photons lumineux détectables par le photomultiplicateur 14. Pour un dispositif d'imagerie de la thyroïde, on choisit de préférence un scintillateur en iodure de sodium activé au Thallium INa (Tl) pour son plus grand rendement de scintillation comparé à d'autres scintillateurs. On peut utiliser également d'autres scintillateurs adaptés à d'autres rayonnements, par exemple à un rayonnement bêta. Le scintillateur 13 doit être couplé au photomultiplicateur 14 par de la graisse optique, ce qui garantit une faible perte de lumière au niveau de l'interface entre le scintillateur 13 et le photomultiplicateur 14. Cette graisse optique est connue en elle-même. Le photomultiplicateur 14 est un photomultiplicateur du commerce qui a en coupe transversale des dimensions très supérieures à sa résolution spatiale, et qui comporte des moyens 16 de localisation des charges générées par ledit photomultiplicateur 14. Le photomultiplicateur a, par exemple, un diamètre d'environ 10 cm, et est, par exemple, un photomultiplicateur de la série R 2486, notamment de la série R 2486-05, fabriqué par la Société HAMkMATSU. De façon connue, le photomultiplicateur comporte, comme représenté à la figure 3, une fenêtre d'entrée 17 sur la face intérieure de laquelle est déposée une photocathode 18 qui convertit localement le flux de photons lumineux incidents en un flux de photoélectrons. Cette photocathode est constituée d'un matériau photoémissif connu en lui-même. Le mécanisme de photoémission gouverne la transformation des photons de scintillation en photoélectrons et est la conjugaison de trois processus - I'absorption des photons lumineux incidents par transfert de leur énergie aux électrons de la photocathode 18 - le transport des électrons jusqu'à la surface avec perte d'une partie de leur énergie, - le franchissement par les électrons de la surface du matériau photoémissif 18, ces électrons emportant sous forme d'énergie cinétique l'énergie qu'ils conservent après ce franchissement. Chaque photoélectron généré par la photocathode 18 transite sous l'effet d'un champ électrique à travers les divers étages, douze dans l'exemple précité, de dynodes 19-1 à 19-12 qui multiplient exponentiellement le nombre de ces photoélectrons tout en préservant la localisation initiale de ceux-ci. Chaque dynode est de façon connue une grille constituée d'un matériau semi-conducteur oxydé en surface. Une différence de potentiel, par exemple de 100 volts, est établie entre la photocathode 18 et la première dynode 19-1, ainsi qu'entre deux dynodes 19 adjacentes. Pour limiter la dispersion du nuage d'électrons entre les dynodes, une grille de collimation est introduite au niveau de chaque étage de dynode. La gerbe de photoélectrons secondaires ainsi créée lors du transit dans les étages de multiplication est collectée sur la dernière dynode 19-12 qui est de type réflecteur et qui les renvoie à une anode 20 dont la géométrie est déterminée de façon à permettre la mesure de la quantité totale de charges électriques reçues par cette anode et la localisation desdites charges. Dans l'exemple représenté, les moyens 16 de localisation du photomultiplicateur 14 comprennent une anode 20 du type en treillis composée de deux nappes constituées chacune de fils métalliques 21,22, parallèles, les fils 21 d'une nappe croisant sans contact les fils 22 de l'autre nappe (voir figure 4). On n'a représenté aux figures 3 et 4, pour la clarté de celles-ci, que douze fils 21,22 par nappe. En réalité, les organes de détection 2 connus comportent 16 fils par nappe pour un diamètre de 75 mm, et pourraient comporter plus de 16 fils pour un diamètre plus grand. Comme représenté en détail à la figure 3, pour une nappe, deux fils 21 adjacents d'une même nappe sont reliés l'un à l'autre à leurs extrémités respectives d'un côté de la nappe par une résistance 23 de valeur prédéterminée identique pour tous les fils 21, 22, des deux nappes. La charge collectée par les différents fils 21 ou 22 d'une même nappe est lue aux deux extrémités du pont de résistances ainsi formé, de sorte que l'anode 20 délivre à chaque mesure les coordonnées du barycentre des charges collectées depuis la mesure précédente et la somme totale de ces charges. En effet, on sait, et on peut facilement démontrer, que l'on peut obtenir les coordonnées d'une charge, ou les coordonnées du barycentre de plusieurs charges, en mesurant les tensions XA et XB aux deux extrémités du pont de résistances représenté à la figure 3. On fait de même avec les tensions Yc et YD recueillies aux extrémités de l'autre pont de résistances. Par ailleurs, et les résistances 23 étant toutes identiques, la somme totale des charges générées par le photomultiplicateur 14 est proportionnelle à la somme XA + XB + Yc + YD des tensions mesurées lors de chaque mesure aux deux extrémités des ponts de résistances respectifs des deux nappes de fils de l'anode 20. L'appareil de scintigraphie selon l'invention comporte en outre des moyens pour mesurer et enregistrer à une fréquence prédéterminée les coordonnées et la somme des charges générées par le photomultiplicateur depuis la mesure précédente. La fréquence de mesure est de préférence déterminée en fonction de la fréquence moyenne, en valeur statistique, du rayonnement radioactif du matériau ou organe étudié. Dans l'exemple précité adapté à reconstituer l'image d'une glande thyroïde marquée par des radio-isotopes d'iode I123, avec un scintillateur 13 qui est un cristal de INa activé au Thallium, la fréquence de mesure est de l'ordre de 100.000 mesures par seconde. L'organe de détection 2 ainsi décrit est entouré à sa périphérie et à son extrémité opposée au collimateur 10, d'un blindage 24 en plomb ou en tout autre matériau équivalent adapté à absorber tout rayonnement gamma diffusé autre que le rayonnement gamma direct parvenant au scintillateur 13 après avoir traversé le collimateur 10, ce qui optimise le rapport signal sur bruit de l'appareil. Comme indiqué à la figure 2, une isolation en mousse 25 est insérée entre le photomultiplicateur 14 et le blindage en plomb 24. Le photomultiplicateur 14 est équipé de façon classique de quatre sorties analogiques 27 donnant pour chaque mesure les valeurs respectives de XA, XB, Yc et YD. en aval d'un étage 26 de préamplification et d'amplification des signaux. L'organe de détection 2 comporte une unité électronique 28 de traitement et de numérisation de signaux analogiques issus du photomultiplicateur 14. Comme schématisé à la figure 5, L'unité 28 calcule et numérise les valeurs des coordonnées xy du barycentre des charges reçues, ainsi que la valeur e de l'énergie représentant la somme totale de ces charges. Le module de numérisation doit être rapide (une numérisation en un micro-seconde clos), ce qui permet d'atteindre facilement le taux de comptage précité de 100.000 mesures par seconde, soit un temps de traitement par mesure de 10 us. L'unité électronique 28 assure ainsi, de façon classique, le traitement de recouvrement des signaux, permettant d'éliminer les signaux superposés du fait qu'ils sont très proches l'un de l'autre dans le temps, la détection des pics des impulsions analogiques, et la conversion analogique-numérique proprement dite. L'unité électronique 28 est reliée à une seconde unité électronique 29 d'acquisition, de traitement et de transfert, qui assure les opérations suivantes - lecture de données (acquisition de 4 fois 12 bits) - utilisation de différents isotopes préselectionnables - correction des données (linéarité spatiale et énergétique) suivant des tables préprogrammées pour chaque tube multiplicateur, afin de corriger les phénomènes de distorsion au voisinage du bord périphérique du photomultiplicateur, - réalisation du spectre et fenêtrage en énergie (de 1 à 16 fenêtres) - possibilité de déterminer le temps d'acquisition d'une série d'images suivant le taux de comptage, - formation d'images de tailles différentes et suivant le nombre de fenêtres en énergie choisies (de 1 à 16 fenêtres) - gestion de la mémoire de telle façon que l'acquisition soit continue, avec, par exemple, I'utilisation de deux zones de mémoires l'une pour la formation des images pendant l'acquisition et l'autre pour le transfert au micro-ordinateur. Les moyens informatiques compris dans le coffret 8 et schématisés en 30 à la figure 2 sont constitués par un micro-ordinateur classique non représenté, équipé d'un logiciel. Le logiciel gère l'initialisation de l'électronique, I'acquisition des données, le dossier patient, réalise les traitements sur les images et les spectres et intègre une partie de calibration semi-automatique. De façon plus précise, le logiciel assure les fonctions classiques suivantes - pilotage des moyens électroniques de mesure, - affichage de l'interface utilisateur, chargement de la table de correction, initialisation de l'électronique et établissement des paramètres d'acquisition, - création et gestion du dossier patient, - démarrage de l'acquisition, transfert des données à la mémoire du microordinateur, affichage avec visualisation à l'écran et stockage des données, - traitement des données et traitement de l'image, - calibration spatiale et énergétique, - utilisation de différents isotopes préselectionnables. Ces moyens informatiques permettent d'enregistrer , pratiquement en temps réel, les coordonnées du barycentre et la somme totale des charges générées entre deux mesures consécutives, d'intégrer cette somme pendant toute la période d'acquisition de données pour chaque point de mesure, et de reconstituer une image de la concentration du radio-isotope traceur dans l'organe considéré. Bien entendu, la présente invention n'est pas limitée aux modes de réalisation que l'on vient de décrire, et on peut apporter à ceux-ci de nombreux changements et modifications sans sortir du domaine de l'invention. On peut en particulier adapter l'appareil de scintigraphie à d'autres matériaux ou organes à étudier, au moyen d'autres radio-isotopes émettant d'autres rayonnements que ceux décrits, et en particulier adapter l'appareil à l'examen de petits animaux. On peut remplacer les moyens décrits de photomultiplication et de localisation des charges par d'autres moyens équivalents connus (plaques à microcanaux, anode résistive, anode discrète, etc .). R DICATIONS 10. Appareil de scintigraphie pour reconstituer une image d'un matériau ou organe marqué au moyen d'un isotope émettant un rayonnement radioactif, cet appareil comportant - des moyens (2) de détection comprenant un collimateur (10), un scintillateur (13) adapté à absorber au moins une partie dudit rayonnement radioactif et à émettre un rayonnement lumineux, et des moyens photomultiplicateurs (14), pour amplifier ledit rayonnement lumineux, - des moyens (15) pour mesurer et traiter les signaux émis par les moyens photomultiplicateurs (14) pour les différentes zones dudit matériau ou organe afin de reconstituer une image de ce dernier, caractérisé en ce que les moyens photomultiplicateurs (14) comprennent un photomultiplicateur (14) unique qui a en coupe transversale des dimensions très supérieures à sa résolution spatiale, et qui comporte des moyens (16) de localisation des charges générées par ledit photomultiplicateur (14). 20/ Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens (16) de localisation du photomultiplicateur (14) comprennent une anode (20) du type en treillis composée de deux nappes constituées chacune de fils métalliques parallèles (21,22), les fils (21,22) d'une nappe croisant sans contact les fils (22,21) de l'autre nappe. 30/ Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que deux fils (21,22) adjacents d'une même nappe sont reliés l'un à l'autre à leur extrémités respectives d'un côté de la nappe par une résistance (23) de valeur prédéterminée identique pour tous les fils (21,22) des deux nappes, et en ce que l'appareil comporte des moyens pour mesurer la charge collectée par les différents fils (21,22) d'une même nappe aux deux extrémités du pont de résistances ainsi formé, et des moyens pour délivrer à chaque mesure les coordonnées du barycentre des charges collectées depuis la mesure précédente, et la somme totale de ces charges. 40/ Appareil selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens pour enregistrer à une fréquence prédéterminée la localisation et la somme des charges générées par le photomultiplicateur (14). 50/ Appareil selon la revendication 4, caractérisé en ce que la fréquence de mesure est prédéterminée en fonction de la fréquence moyenne du rayonnement radioactif du matériau ou organe étudié. 60/ Appareil selon l'une des revendications 1 à 5, adapté à reconstituer l'image d'une glande thyroïde marquée par des radio-isotopes d'iode I123, le scintillateur étant un cristal de INa activé au Thallium (Tl), caractérisé en ce que la fréquence de mesure est de l'ordre de 100.000 mesures par seconde. 70/ Utilisation d'un photomultiplicateur unique qui a en coupe transversale des dimensions très supérieures à sa résolution spatiale, et qui comporte des moyens (16) de localisation des charges générées par ledit photomultiplicateur (14), dans un appareil de scintigraphie (1) selon l'une quelconque des revendications 1 à 6.