La présente invention a pour objet un tomographe perfectionné à détection de rayons gamma. Elle trouve particulièrement son application dans le domaine de la médecine nucléaire mais pourrait également être utilisée en contrôle industriel. Elle vise à augmenter les performances en résolution spatiale et en sensibilité des to ographes à rayons gamma de 1•état de la technique. La tomographie dont il est question ici est la tomographie d'émission de type reconstruite, identique à celle connue dans le domaine des tomodensitomètres à rayons X.

La tomographie de type reconstruite permet de présenter des images de coupe d'un corps. Ces images de coupe sont reconstruites à partir d'images en projection obtenues alors qu'un détecteur tourne autour d'un axe passant par un corps à étudier, et perpendiculaire aux images de coupe à produire. Dans le domaine des rayons X l'image en projection est généralement une image en projection ligne : le détecteur comporte une rangée de détecteurs alignés, en face du tube à rayons x, dans le plan de la coupe. Dans des développements récents cependant l'image en projection est une image en projection à deux dimensions : le détecteur comporte une pluralité de cellules détectrices organisées selon deux axes perpendiculaires à l'axe principal d'émission X.

Dans le domaine de la médecine nucléaire, les images an projection sont des images, dès l'origine, à deux dimensions. Ces images en projection à deux dimensions sont liées à la structure des gamma caméras

utilisées dans les tomographes. Une gamma caméra, en effet, est utilisée en médecine nucléaire pour visualiser dans un organe la répartition de molécules marquées par un isotope radioactif injectées à un patient. Ainsi, une gamma caméra comprend un collimateur pour focaliser des photons gamma émis par le corps du patient, un cristal scintillateur pour transformer les photons gamma en photons lumineux ou scintillations, et un réseau de tubes photo-multiplicateurs qui transforment, chacun, les scintillations en impulsions électriques. Le scintillateur et le collimateur sont normalement constitués par des dalles planes : les images en projection selon une orientation principale du scintillateur perpendiculaire à son plan, sont des images à deux dimensions. Une gamma caméra comprend, en outre, des circuits électroniques pour produire à partir des signaux électriques fournis par les tubes, des signaux de coordonnées X et Y de lieux sur le scintillateur où se sont produites les scintillations. Une telle chaîne de détection est suivie d'un ensemble de traitement et visualisation, qui permet d'obtenir une image en projection de la répartition des isotopes radioactifs dans le patient pendant la durée de l'acquisition de l'image. Entre autres qualités, une gamma caméra doit posséder une bonne résolution spatiale, c'est-à-dire la capacité de distinguer des petites sources radioactives rapprochées, et une bonne réponse en taux de comptage, c'est-à-dire la capacité de traiter un grand nombre de photons gamma par unité de temps. La résolution spatiale dépend de la précision du calcul des coordonnées X et Y. La qualité de l'élaboration de ces coordonnées dépend essentiellement des lois physiques régissant le fonctionnement des différentes parties de la gamma

caméra. Ainsi, l'interaction d'un photon gamma avec le cristal donne naissance à une scintillation lumineuse dont l'intensité décroît exponentiellement avec le temps. La constante de temps de cette décroissance est caractéristique du cristal scintillateur utilisé; pour un cristal d'iodure de sodium activé au thallium NaΙ(Tl), elle est de l'ordre de 250 nanosecondes.

Une scintillation est vue par plusieurs tubes photo-multiplicateurs simultanément. Les photons lumineux composant cette scintillation arrachent des photo-électrons aux photo-cathodes des tubes photo-multiplicateurs. Le nombre de photo-électrons ainsi arrachés obéit, pour une scintillation d'énergie donnée, à une loi statistique de Poisson. Ceci signifie que le signal électrique délivré par un tube photo-multiplicateur recevant une scintillation, a une amplitude dont la valeur suit une distribution statistique de Poisson et dont la valeur moyenne est fonction de 1*énergie des photons lumineux incidents. On peut admettre ainsi qu'un rayon gamma donne naissance, dans un scintillateur, à une dizaine de milliers de photons. Le rendement des tubes photo-multiplicateurs est en général faible, de l'ordre de dix pour cent. Il en résulte que pour une scintillation donnée, seulement plusieurs centaines de photons lumineux (par exemple 700) sont détectés par le tube photo-multiplicateur. Mais pour ces photons détectés, le signal électrique délivré par le tube photo-multiplicateur est fluctuant selon la loi de Poisson évoquée. Cette fluctuation est due au mode de détection par les tubes : il s'agit d'arrachage d'électrons sur les dynodes des tubes. Du fait du caractère quantique de cet arrachage, et du faible nombre d'arrachements effectifs, on est obligé de tenir

compte du phénomène statistique.

Une scintillation est normalement omnidirectionnelle. Le scintillateur absorbe en lui-même une partie de l'énergie des scintillations avant de délivrer les photons lumineux, de telle façon que, au fur et à mesure que 1'on s'éloigne de l'endroit où s'est produite la scintillation, l'énergie lumineuse émise par le scintillateur décroît exponentiellement. Ceci a deux conséquences : d'une part, une scintillation va exciter de cette manière plusieurs tubes photo-multiplicateurs, d'autre part, cette décroissance exponentielle elle-même va être mise à profit pour pouvoir recalculer, à partir de l'ensemble des signaux fournis par tous les photo-multiplicateurs, le lieu où s'est produite la scintillation. Un tel calcul est par exemple décrit dans la demande de brevet français n° 83 08825 déposée le 27 Mai 1983. Les images ainsi acquises en projection ont couramment une résolution de l'ordre de 5 mm : ce qui signifie que l'on est capable, avec de telles images, de différencier dans l'image deux objets distants l'un de l'autre d'au moins 5 mm, ou des objets plus grands que 5 mm.

Pour effectuer les tomographies, il est nécessaire d'acquérir un certain nombre de ces images en projection à deux dimensions, alors qu'une direction principale d'examen de la gamma caméra occupe différentes orientations par rapport au corps. Ces différentes orientations sont obtenues en montant la gamma caméra sur un statif susceptible de la faire tourner autour d'un axe passant, au travers du corps, perpendiculairement aux coupes à produire.

Les collimateurs utilisés dans les gamma caméras sont assimilés à une plaque plane épaisse en un matériau opaque aux rayons gamma dans laquelle sont réalisés des

trous allongés, tous parallèles les uns aux autres. Ces trous sont orientés perpendiculairement aux plans du collimateur et du scintillateur. Ils permettent d'éviter les effets de diffusé des rayons gamma, ainsi que d'éliminer les rayons gamma qui ne se propageraient pas perpendiculairement au plan du scintillateur. En conséquence, les scintillations se produisent normalement dans le scintillateur à l'aplomb, en projection droite, de l'endroit où les émissions gamma se sont produites dans le corps.

La mise en oeuvre des algorithmes connus de reconstruction d'images tomographiques nécessite alors de convertir les images en projection à deux dimensions ainsi acquises en des images-lignes en projection. Si on admet que 1•axe de rotation de la gamma caméra est orienté parallèlement à Y et que les images en projection à deux dimensions possédant des éléments d'image alignés parallèlement à Y d'une part et parallèlement à X (perpendiculaire à Y) d'autre part, il est nécessaire, pour acquérir une image-ligne, de ne prendre en considération que les éléments de l'image en projection qui se situent dans une bande d'image parallèle à X. Cette bande doit toujours être choisie au même endroit dans les différentes images en projection concernées. Ces images lignes permettent de reconstruire l'image d'une tranche examinée. Cette tranche correspondant, pendant l'examen, à l'aplomb de ces bandes.

Selon un tel procédé, on peut théoriquement reconstruire autant d'images en coupe dans le corps que l'on est susceptible de réaliser de bandes dans les images en projection. Ainsi, si on divise une image en projection en 20 _. bandes, et si. on effectue les traitements à chaque fois sur des bandes

correspondantes, on peut obtenir 20 images en coupe. Pour un champ examiné de l'ordre de 20 cm, on obtient ainsi des images de tranches dont l'épaisseur vaut 1 cm. Mais ceci n'est en fait que le résultat théorique. En pratique, on peut montrer que la largeur réelle de la tranche prise en compte par une bande, avec une telle sélection, dite de type électronique, va en s'évasant depuis un côté dont l'épaisseur est égale à la largeur de la bande, jusqu'à l'autre. L'augmentation d'épaisseur de la tranche varie avec la largeur des trous et varie inversement proportionnellement à la longueur des trous. En outre, on peut montrer que la sensibilité de détection varie énormément selon que le lieu d'où émane l'émission gamma dans la tranche est proche de l'axe de rotation de la gamma caméra ou s'en éloigne. La solution qui consisterait à réduire les dimensions des trous se heurte à une baisse trop importante de la sensibilité : l'angle solide qui éclaire une surface élémentaire du scintillateur se réduit en effet comme le carré de la réduction des trous. Compte tenu de la nature omnidirectionnelle des rayons gamma émis, le nombre des rayons gamma détectés se réduirait en correspondance, ce qui diminuerait le rendement de la gamma caméra.

Dans l'invention, on a ainsi pu déterminer que la sensibilité de détection à l'égard d'un élément de volume unitaire de l'objet à reconstruire - cette sensibilité étant exprimée par le nombre d'informations reçu par seconde et par cm3 de cet objet, pour une activité radioactive donnée - conduit à modifier la forme du collimateur. Ce faisant, on s'est alors rendu compte dans 1'invention que cette modification du collimateur permettait d'obtenir par ailleurs une variation minimale de cette sensibilité en fonction de la profondeur de détection dans la tranche. Ceci permet

d'assurer une modélisation précise du détecteur dans l'algorithme de reconstruction.

Dans l'état de la technique, pour augmenter la sensibilité de détection tout en conservant une résolution spatiale acceptable, on a pu avoir recours à l'augmentation du nombre des gamma caméras tournant autour du patient. Cette solution présente, entre autres les désavantages suivants. Elle n'augmente pas la sensibilité dans la direction de projection correspondant à une orientation donnée. Elle permet seulement d'aller plus vite au moment de l'acquisition compte tenu de ce que plusieurs projections sont acquises, simultanément, selon plusieurs directions différentes. Dans une autre solution, décrite dans une demande de brevet européen n° 84 110348.4 il a été proposé une ou des couronnes de détecteurs. Ces solutions présentent 1'inconvénient que le champ d'examen est petit. En pratique il est réduit de telle façon que seul le cerveau humain peut être examiné. En outre, les collimateurs ne peuvent pas être changés pour permettre l'examen de gamma d'énergie supérieure à 200 Kev.

L'invention a pour objet de remédier à ces inconvénients en choisissant a priori l'épaisseur de la tranche dans laquelle on cherche à faire l'image.

L'épaisseur de la tranche n'est alors pas le résultat d'une déduction, a posteriori, de la localisation et de l'épaisseur des bandes utilisées dans les images en projection. Dans l'invention on focalise la détection sur les émissions de rayons gamma qui se produisent dans ces tranches. Cette focalisation a par ailleurs un effet d'agrandissement, de loupe, du fait qu'elle consacre, du côté des tubes photo-multiplicateurs, une largeur du scintillateur plus grande que l'épaisseur de la tranche

examinée. Ceci est obtenu par une focalisation convergente du collimateur en direction de la tranche concernée. Ce faisant, on augmente la sensibilité d'une part, et on peut voir par ailleurs que cette sensibilité est alors sensiblement la même partout dans la tranche, quelle que soit la profondeur dans le corps où se produisent les émissions gamma concernées. En simplifiant, dans l'invention, la largeur de la "bande détectrice" affectée à l'épaisseur d'une tranche est plus grande que cette épaisseur de tranche.

On peut acquérir ainsi des images-lignes en projection concernant plusieurs tranches simultanément. Ultérieurement on déplace longitudinalement la gamma caméra, et on réitère l'opération totale d'acquisition pour des tranches entrelacées avec les premières tranches déjà acquises. On montrera que malgré cette répétition, la réalisation d'un ensemble de tomographies "jointives" est plus rapide que dans l'état de la technique, compte tenu du gain en sensibilité de la gamma caméra.

L'invention a donc pour objet un tomographe à détection de rayons gamma comportant :

- un panneau porte-patient pour supporter un patient à examiner, - une gamma caméra et un statif portant cette gamma caméra, ce statif comportant des moyens pour faire tourner la gamma caméra autour d'un axe passant au travers du corps du patient, et

- des moyens pour acquérir des images en projection du corps pour différentes orientations du statif,

- des moyens de traitement d'images pour produire des images en tomographie reconstruites à partir de ces images en projection délivrées par la gamma caméra,

- la gamma caméra comportant, sur le trajet des

rayons gamma depuis le corps du patient, un dispositif de collimation, un organe scintillateur, et un réseau de tubes photo-multiplicateurs,

- ces tubes délivrant des signaux électriques et la gamma caméra comportant encore des circuits électroniques pour produire les images en projection du corps du patient à partir des signaux électriques délivrés par les tubes,

- le dispositif de collimation portant un ensemble de trous allongés réalisés au travers d'une épaisseur d'un matériau opaque au rayon gamma, caractérisé en ce que

- le dispositif de collimation comporte un jeu de plusieurs arrangements de trous, chaque arrangement de trous comportant des séries de trous focalisant les rayons gamma, les trous possédant une base, proche du corps, et un sommet, proche du scintillateur, la surface de la section de la base d'un trou étant plus petite que celle de son sommet, - les milieux des bases de deux trous voisins, dans deux séries voisines quelconques dans un arrangement, étant plus proche l'un de l'autre que les milieux des sommets de ces trous,

- les trous possédant chacun une direction principale passant par les milieux de leur base et de leur sommet, et en ce que,

- une direction principale des trous d'une même série est contenue dans un plan focal, ce plan focal définissant, avec les autres plans focaux des autres séries d'un même arrangement, une tranche de tomographie relative à cet arrangement.

L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit et à 1'examen des figures qui l'accompagnent; celles-ci ne sont données qu'à titre

indicatif et nullement limitatif de l'invention. Les figures montrent :

- figure 1 : la représentation schématique globale d'un tomographe conforme à l'invention ; - figures 2 a et 2 b : des représentations comparées de la structure d'un collimateur selon l'invention et selon l'état de la technique respectivement ;

- figure 3 a et 3 b : des représentations comparées des statistiques de détection relatives à 1•invention et à l'état de la technique respectivement.

-•figure 4 : un perfectionnement des collimateurs de 1'invention ;

- figure 5, 6 et 7 : des exemples de réalisation des collimateurs selon l'invention.

La figure 1 montre un tomographe conforme à l'invention. Ce tomographe comporte un panneau porte-patient 1 pour porter un patient schématiquement représenté par un cylindre 2. Le tomographe comporte une gamma caméra 3 et un statif 4 porté par un pied 5. Le statif peut tourner selon la flèche 6 autour d'un axe 7 passant sensiblement par le milieu du corps 2. Dans un perfectionnement, pour accélérer l'acquisition, le statif peut comporter une deuxième gamma caméra 8 identique à la première 3 et située symétriquement à celle-ci par rapport à l'axe 7. D'autres réalisations sont également possibles qui ne limitent pas le champ examiné ni les possibilités d'accès au patient. La gamma caméra 3 peut par ailleurs être approchée ou éloignée du corps 2 par un mécanisme d'ecartement 9. Ce mécanisme d'ecartement est tel que, même s'il n'y a qu'une seule gamma caméra 3, le statif est toujours équilibré en rotation par rapport à l'axe 7.

La gamma caméra comporte des moyens pour acquérir

des images en projection du corps alors qu'elle occupe différentes orientations par rapport à ce corps. Ces moyens d'acquisition comportent, sur le trajet des rayons gamma émis depuis une tranche telle que 10 dans le patient, un dispositif de collimation 11, un organe scintillateur 12 et un réseau 13 de tubes photo-multiplicateurs. Les tubes délivrent des signaux électriques correspondant à des scintillations produites par le scintillateur 12, en réaction à des excitations par des photons gamma. Les signaux électriques sont traités dans des circuits électroniques 62 pour produire des images en projection des tranches 10 du corps du patient. Le traitement dont il est question dans ces • circuits 62 est, par exemple, du type de celui décrit dans le brevet français ci-dessus référencé.

Ce qui caractérise 1*invention est la particularité de focalisation des trous du collimateur de l'invention. Cette focalisation est symbolisée, dans la figure 1, par le caractère trapézoïdal des arrangements de trous du collimateur 11. Dans cette figure, on a montré trois arrangements de trous, placés côte à côte, et numérotés 14 à 16. En pratique, un tomographe peut en comporter cinq, voire même plus. Chaque arrangement de trous possède des séries de trous. Dans un exemple référé, chaque arrangement possède huit séries de trous. Pour ne pas surcharger le dessin dans la figure 1, l'arrangement 14 est montré seulement avec quatre séries de trous. Par contre la figure 2 a montre que l'arrangement 14 possède huit séries de trous notées 17 à 24. Les trous possèdent une base, par exemple la base 25, proche du corps. Ils possèdent également en correspondance un sommet 26, proche du scintillateur. La surface de la section de la base d'un trou est plus petite que celle de son sommet. Ceci signifie que les trous vont en

s'évasant à partir de leur base. Un trou possède une direction principale passant par les milieux de sa base et de son sommet.

Par ailleurs, les milieux des bases de deux trous voisins, dans deux séries voisines quelconques, par exemple les séries 20 et 21, d'un même arrangement, sont plus proches l'un de l'autre que les milieux des sommets de ces trous. Ceci signifie par ailleurs que les directions principales de trous voisins appartenant à deux séries distinctes voisines, vont se rapprochant l'une de l'autre en direction du corps. Enfin, les directions principales des trous d'une même série, sont contenues dans un même plan correspondant à cette série. Les différents plans des séries appartenant à un même arrangement traversent le corps et délimitent ensemble l'épaisseur de la tranche.

On a ainsi schématiquement représenté sur la figure 2a le plan focal 27 correspondant à la série de trous 17 et le plan focal 28 correspondant à la série de trous 24. Ces deux plans focaux délimitent dans le corps, non représenté, une tranche dont le profil a la forme d'un tromblon. On peut montrer, que compte tenu de l'ouverture 14 des trous, la tranche ainsi sélectionnée a une épaisseur minimum située au milieu et déterminée d'une part par la valeur de E et d'autre part par l'éloignement de ce milieu par rapport au collimateur. L'épaisseur E de la tranche au milieu du tromblon est alors peu différente, par exemple la moitié, de 1'épaisseur de la tranche de part et d'autre de ce milieu.

Par contre, comme la figure 2b le montre, dans les mêmes conditions avec un collimateur à trous parallèles de 1'état de la technique et avec des trous de dimensions comparables, on constate que l'épaisseur à

mi-hauteur de la tranche sélectionnée correspond aux émissions de rayons gamma qui prennent naissance dans une largeur D, sans aucune comparaison avec ce qui passe dans la faible largeur E selon l'invention. Par ailleurs le nombre des émissions gamma détectées est aussi important dans un cas que dans l'autre. Mais comme dans l'invention les émissions ne proviennent que d'une tranche, on augmente la sensibilité relative à cette tranche. En conséquence la détermination, a priori, dans l'invention de l'épaisseur de la tranche est tout à fait avantageuse par rapport à une sélection a posteriori, avec la sélection de bandes dans les images en projection à deux dimensions obtenues par la gamma caméra munie d'un collimateur classique à trous parallèles.

L'avantage de l'invention est obtenu parce que tous les plans focaux des séries 17 à 24 se coupent sensiblement selon l'axe 7 de rotation. Par ailleurs, en des régions I, II, III, situées à des profondeurs différentes dans le corps, on peut montrer que, avec l'invention, la loi statistique de détection varie peu alors qu'elle varie énormément dans l'état de la technique. En effet, comme les figures 3a et 3b le montrent, la sensibilité de détection pour les régions I II et III est sensiblement constante avec l'invention, alors qu'elle connaît une augmentation très importante pour la région centrale II dans l'état de la technique. Cette sensibilité plus forte est tout simplement liée à l'épaisseur prise en compte plus forte pour une même bande dans chaque image en projection.

La figure 4 montre une autre particularité du collimateur selon l'invention. En effet, selon la direction X (perpendiculaire à la direction Y qui est parallèle à l'axe. 7 : voir figure 1) les trous de

collimation d'une série sont de plus focalisés, dans le plan focal de leur série, vers un point focal 29. La figure 4 montre ainsi, au dessus du corps 2, dans l'arrangement 14, la série de trous 17. De préférence, le point focal 29 se trouve plus éloigné du plan inférieur 30 du scintillateur 11 que le milieu 7 du corps 2 ou même que la partie la plus éloignée 31 de ce corps 2 par rapport au scintillateur il. Dans un exemple où un arrangement de collimations a une longueur L sensiblement égale à 56 cm, la distance qui sépare le plan 30 du point focal 29 est du même ordre de grandeur que L. On montre facilement que, là encore, on obtient un gain de sensibilité très important parce que tous les trous du collimateur voient le corps 2, quelle que soit 1'orientation du statif 4.

En pratique le point focal 29 est choisi à une distance telle que les trous les plus extrêmes, 32 33 de la série 17 dans l'arrangement 14, voient les bords latéraux 34 et 35 respectivement du corps 2. On peut montrer que le phénomène d'agrandissement ainsi provoqué, d'une part par l'intersection des plans selon l'axe 7 et d'autre part par les directions principales des trous d'une série se coupant, dans le plan focal de cette série, en un point 29, conduit à une amélioration de la sensibilité qui permet à la caméra d'acquérir beaucoup plus rapidement une image ligne en projection, par exemple celle d'une tranche 10.

Dans un exemple de réalisation, la largeur 36 de la base d'un arrangement de trous est de l'ordre de 4 cm, la largeur 37 du sommet de cet arrangement est de l'ordre de 6 cm : du même ordre de grandeur que celui de l'encombrement connu des tubes photo-multiplicateurs. Dans cet exemple, la largeur, ou l'épaisseur efficace des tranches, est de 1•ordre de 1,3 cm. Autrement dit,

pour un encombrement de 6 cm, on acquiert l'image d'une tranche de 1,3 cm. Sur la figure 1 on constate que les arrangements 14, 15, 16 et suivants sont contigus de sorte que les tranches 10, 38, 39 et suivantes, que chacun de ces arrangements voit respectivement, sont distantes les unes des autres d'environ 6 cm. Les tranches 10, 38, 39 etc.. ne sont pas contiguës. Pour que les tranches explorées soient contigϋes ou jointives, il convient de déplacer la gamma caméra 3 (ou les gamma caméras 3 et 8) dans le sens Y, d'une longueur égale à la largeur d'une tranche acquise. On constate alors qu'en cinq déplacements successifs, on peut construire cinq groupes d'images tomographiques entrelacées les unes sur les autres : 5 x 1,2 cm = 6 cm. Compte tenu de la plus grande sensibilité obtenue avec le scintillateur de l'invention, on a pu limiter la durée d'acquisition de l'ensemble des images en projection à environ six minutes pour une activité, au centre du corps, de 100 impulsions / μCi / cm3 . En six minutes on effectue ainsi, pour chacun des arrangements 14, 15 ou 16 et suivants, 64 projections lignes selon 64 orientations différentes du statif autour du corps 2. La durée d'acquisition, pour chaque projection, est de l'ordre de 5 secondes si on utilise les deux gamma caméras 3 et 8. Au bout de six minutes, on déplace le statif 3 dans le sens Y d'un pas égal à l'épaisseur d'une tranche. On réitère l'opération ainsi cinq fois de suite. En définitive, au bout de 30 minutes, on a acquis les projections nécessaires pour reconstruire 5 x N images tomographiques dans le corps 2. N est le nombre des arrangements de séries de trous du collimateur 11.

Les figures 5, 6 et 7 montrent différentes manières de fabriquer les arrangements de trous des collimateurs selon l'invention. Dans le premier exemple, représenté

par la figure 5, on utilise deux plaques de cuivre 40 et 41 percées chacune d'autant de trous que doivent en contenir les arrangements. Ces trous tels que 42 et 43, respectivement dans les plaques 40 et 41, sont disposés dans ces plaques à l'endroit que sont censés occuper les orifices de ces trous dans le collimateur une fois qu'il sera fait. Les trous 42 dans la plaque 40 sont plus gros et moins resserrés que les trous 43 dans la plaque 41. On fabrique par ailleurs des aiguilles coniques 44, à section carrée, dont les pointes plus fines sont engagées dans les trous 43 et dont les bases plus grosses sont engagées dans les trous 42. Sur la figure 5, une verticale d'aplomb 45 et des axes de référence horizontaux 46 47 montrent le caractère focalisant de la disposition des aiguilles 44 entre les deux plaques 41 et 40. Une fois que toutes les aiguilles 34 ont été mises en place entre les trous 42 et 43 des plaques, on glisse l'ensemble dans un moule et on coule du plomb fondu de manière à ce que le plomb occupe la place laissée libre entre les aiguilles. Après refroidissement, on démoule et on chasse les aiguilles vers les plus gros trous 42.

La figure 6 montre un autre exemple de réalisation plus simple. Dans celui-ci on utilise une tôle épaisse en plomb 48 dans laquelle on a taillé des rainures telles que 49. La tôle 48 possède la particularité de ne pas être plane mais de comporter au contraire un bord 50 moins épais qu'un bord opposé 51. Le bord 50 est destiné à être placé près du corps, la tôle étant dressée sur chant. Le bord 50 n'est pris moins épais que le bord 51, que dans la mesure où l'on cherche à obtenir la focalisation sur le point 29 (figure 4) . Les rainures 49 sont réalisées d'un bord à l'autre, sur une même face de la tôle 48, de telle façon qu'elles possèdent chacune

une direction moyenne tendant à concourir en un point commun 52. Ce point commun 52 appartient à une droite coupant l'axe 7 lorsque les tôles seront en place dans l'arrangement de trous correspondant du collimateur. Pour constituer un tel arrangement, on empile les unes sur les autres autant de ces tôles rainurées qu'il y a de trous dans une série de trous de 1•arrangement. Dans l'exemple de réalisation référé dans lequel la longueur L d'un arrangement est de l'ordre de 50 cm, on empile ainsi les unes contre les autres une cinquantaine de tôles rainurées de manière à produire, dans chaque série uhe cinquantaine de trous. Normalement, la tôle comporte autant de rainures 47 qu'il y a de séries dans l'arrangement. Ici, on n'en a montré que 4 pour simplifier le dessin.

La figure 7 montre un troisième exemple de réalisation des arrangements du collimateur selon l'invention. Plutôt que d'utiliser les tôles rainurées, on utilise là des tôles pliées de manière à ce qu'elles constituent des demi-alvéoles 53 et 54, disposées de part et d'autre de la tôle, les unes derrière les autres dans l'enfilade de la tôle, à la manière d'une tôle ondulée. Les alvéoles 53 et 54 sont, comme les rainures de la tôle 46, de moins en moins épaisses, et par ailleurs transversalement de plus en plus fines, quand on s'éloigne du bord 55 destiné à être placé près du scintillateur en direction du bord opposé 56 de la tôle qui est destiné à être placé près du corps. Pour constituer les séries de trous, des demi-alvéoles de deux, tôles consécutives, décalées en alignement d'une alvéole l'une par rapport à l'autre, sont accolées l'une contre l'autre. Elles forment un réseau en nids d'abeilles assimilable aux arrangements de séries de trous vus précédemment. Dans le cas présent, d'une série

à une autre, les trous sont décalés en avant ou en arrière d'un demi-pas. Il y a autant de tôles pliées selon la figure 7 qu'il y a de trous plus un dans une série de trous. On peut montrer qu'en choisissant un angle de pliure le plus grand possible proche de 90°, et en tolérant des arrondis à la pliure de 0,5 mm de rayon, on satisfait facilement aux contraintes d'absorption septale des rayons gamma dans l'épaisseur de la tôle.

Il est possible selon l'invention, d'utiliser des trous orientés parallèlement les uns aux autres dans chaque série de trous ou bien orientés vers le point focal 29. Selon le cas, on utilisera respectivement un algorithme de reconstruction des images de tomographie qui est un algorithme à faisceaux parallèles, ou un algorithme de reconstruction pour faisceaux en éventail. Cet algorithme est mis en oeuvre par des moyens 70 de traitement de type connu. On remarque que le choix du point 29, éloigné de l'extrémité la plus éloignée 31 du corps 2, permet de retenir des algorithmes de reconstruction déjà utilisés dans les tomodensitomètres à rayons X de troisième génération (algorithmes de reconstruction dits fan beam) . Cette dernière procédure contribue à une meilleure sensibilité de la gamma caméra. Pour réaliser l'organe scintillateur 12, figure 1, on utilisera de préférence des barreaux à cristaux scintillateurs tels que 58 disposés exactement à l'aplomb d'un arrangement de trous. L'épaisseur de ces barreaux est choisie selon des critères connus. On dispose entre les barreaux scintillateurs 58 et le réseau 13 des tubes photo-multiplicateurs, un conduit de lumière 59. Le conduit de lumière 59, de préférence en verre, se présente comme une dalle de verre qui recouvre l'ensemble des barreaux tel que 58. Pour éviter que des

scintillations émises par un barreau 58 ne viennent exciter les photo-cathodes des tubes photo-multiplicateurs disposés à l'aplomb d'un autre arrangement voisin (arrangement 15) , on réalise dans le conduit de lumière 59 des rainures telles que 60 orientées parallèlement aux arrangements et entre les différents arrangements. Dans la figure 1, les rainures ont un profil triangulaire. Leur base est orientée vers le scintillateur et leur sommet est disposé du côté du réseau 13 des tubes photo-multiplicateurs. Les rainures

60 ne sont cependant pas suffisamment profondes au point de rompre la dalle 59.

Ceci a pour premier avantage de permettre de réaliser un conduit de lumière monobloc d'une façon relativement simple. Le deuxième avantage de cette solution est d'éviter les déperditions de photons lumineux résultant de scintillations dans un barreau 58 du scintillateur, et qui se propageraient selon une direction parallèle au sens Y pour venir exciter les tubes situés à l'aplomb d'un arrangement voisin. De préférence les rainures 60 sont même remplies de magnésie qui, avec sa couleur blanche, a pour effet de réfléchir au maximum les photons de lumière diffusés vers les tubes photo-multiplicateurs qu'ils doivent exciter. De cette manière, on effectue une séparation relativement simple des émissions gamma provenant des tranches étudiées et à destination des rangées 61 de tubes photo-multiplicateurs situées à 1'aplomb des barreaux 58 de scintillateur. Par ailleurs, les photons gamma réfléchis contribuent alors, par barycentration, à la localisation dans le sens X. Il n'y a alors pas perte de sensibilité.

Les tubes photo-multiplicateurs du réseau 13 sont arrangés de telle façon qu'une rangée de tubes soit

disposée à l'aplomb de chaque barreau. Si les tubes sont à section carrée, l'alignement ne présente pas de difficulté. Si les tubes sont à section hexagonale, la largeur d'un barreau est égale à un côté de l'hexagone. La première conséquence de cette manière de faire est de simplifier les calculs de barycentration du lieu où s•est produit une scintillation dans le scintillateur. En effet, comme le circuit de traitement 62 le montre, il n'est nécessaire, selon l'axe X, que de rechercher l'abscisse du lieu où s'est produite une scintillation. L'ordonnée est automatiquement acquise comme étant celle d'une rangée de tubes 61 concernée. Autrement dit, en effectuant seulement la barycentration

(X+ - X- ) / (X+ + X- ) ,

on peut obtenir directement une image en projection ligne 63, relative à l'examen de la tranche 10, pour une orientation donnée du statif 4 par rapport au corps 2. La deuxième conséquence est que toutes les scintillations qui, normalement, avec un collimateur classique, exciteraient des tubes correspondant à des tranches adjacentes, sont maintenant prises en compte par la rangée de tubes concernée. On a montré par ailleurs sur la figure 1 que l'utilisation classique des gamma caméras, avec des collimateurs à trous parallèles, visait à acquérir des images en projection à deux dimensions -telles que 63 à 65- correspondant à différentes orientations de la gamma caméra autour du corps 2. A partir de ces images 63 à 65, on effectuait la reconstruction en volume, en sélectionnant à chaque fois dans chacune de ces images des bandes d'images respectivement 66 à 68. Compte tenu des avantages ainsi indiqués, de préférence dans

l'invention, on arrange les alignements 61 de tubes photo-multiplicateurs directement à l'aplomb, et parallèlement au sens X des barreaux 58.