Transcript coïncidences - Médecine nucléaire CHU Brest

TOMOGRAPHIE
A POSITON
TEP Tomographie à Emission de Positons
PET Positron Emission Tomography
PETSCAN Positron Emission Tomography SCANner
Principe:
La TEP fait ainsi partie, au même titre que la
scintigraphie, des examens de Médecine Nucléaire car elle
utilise des produits radioactifs lors de sa réalisation.
Les isotopes
(T½ ~ min à T½~ h).
utilisés sont de demi-vie très courte
Lors de leur désintégration radioactive, ils émettront
un positon (l'anti-particule de l'électron).
Le positon, après un parcours de 1 à 3 millimètres
dans la matière, rencontrera un électron.
Principe:
De cette rencontre matière-antimatière, résultera une
réaction d'annihilation, les deux particules disparaîtront en
donnant naissance à deux photons g.
Les deux photons sont émis en direction
diamétralement opposée (180°) avec une énergie constante
de 511keV.
Le TEP ne détectera pas directement le positon mais
les deux photons émis lors de son annihilation.
Le principe du TEP repose sur la détection
simultanée (détection en coïncidence) de ces deux photons.
Cyclotron
Isotopes
Annihilation
Radio pharmaceutiques
Coïncidence
Le tomographe
Corrections
Reconstruction tomographique
Images
Multimodalité
Production des isotopes
émetteurs des positons
CYCLOTRON
Schématiquement les cyclotrons combinent :
- un intense champ magnétique
des aimants
axial produit par
- un champ électrique alternatif radial de haute
fréquence entre deux éléments de forme semi-circulaire
nommés "dés".
-une source d’ions (protons ou deutéron(proton + neutron))
-la cible
Principe de fonctionnement:
Les particules émises par une source sont introduites
au centre du dispositif.
Le champ magnétique confère une trajectoire
circulaire aux particules autour de l'axe du cyclotron.
La particule injectée au cœur du cyclotron va être
accélérée par la différence de potentiel créée par le champ
électrique alternatif de haute fréquence entre les "dés".
Lorsque le courant électrique change de phase, la
particule entre dans le "dé" suivant et elle est donc à
nouveau accélérée.
Principe de fonctionnement:
Après chaque accélération dans les "dés" la
trajectoire de l’ion devient de plus en plus périphérique du
fait de son énergie croissante .
La particule sera éjectée de l'accélérateur avec
l'énergie adéquate à partir de la dernière trajectoire, puis
guidée et focalisée jusqu'à la cible.
Dans la cible a lieu la réaction nucléaire productrice
de l’isotope émetteur de positons
cyclotron
aimant
dés
cible
faisceau
cyclotron
source
aimant
dés
Tension
alternative
cible
faisceau
Cyclotron médical(Baby cyclotron)
Production des isotopes émetteurs positons dans un cyclotron
Réactions nucléaires:
A+p
A+ n
X
Y
Z
Z+1
A
ZX
+ d  Z+1YA+1 + n
Exemples:
N14(d,n)O15
O16(p,a)N13
N14(p,a)C11
O18(p,n)F18
XA(p,n)YA
XA(d,n)YA+1
Isotopes
isotopes émetteurs de positons
désintégration
18 O18
F
9
8
période(T1/2)
rendement(%)
Emax(keV)
109.8m
97
633.5
11
6C
 5B11
20.38m
99.8
960.5
15
8O
 7N15
122s
99.9
1731.9
13
7N
 6C13
9.96m
100
1198.4
 30Zn68
68.1m
89
1899.1
64  Ni64
Cu
29
28
12.7h
19
653.1
31Ga
68
Distribution énergétique des positons
F18
C11
N13
O18
Eb+(MeV)
Parcours des b+:
Isotope
Emax(MeV)
parcours(mm)
18F
0.64
0.22
11C
0.96
0.28
15O
1.73
1.35
Annihilation
annihilation
annihilation
g Eg = 0.511 MeV
e+
e-
180° annihilation
source
g Eg = 0.511 MeV
L’angle d’émission des g:
g
bb+
Le moment cinétique du système
(b+ ,b-) est différent de 0.
g
Par conséquence, l’angle d’émission
des photons g d’annihilation est différent de
180°(±0.25°)
Radio-pharmaceutique
radio-pharmaceutique:
9F
18 fluorodéoxyglucose
11
6C
déoxyglucose
15 oxygène (gaz)
O
8
11 dioxyde de carbone
C
6
15
8O
dioxyde de carbone
18
9F fluorodéoxyglucose
Synthèse et marquage
Coïncidence
schéma du comptage en coïncidence
HT
HT
annihilation
PM
C
C
PM
180°
A
A
N1
Circuit
de
coïncidence
N1
N2
N1
NC
Echelle
de
comptage
Echelle
de
comptage
Echelle
de
comptage
Comptage « simple » des photons g de 511keV
N
DE
Ei
E0
Es
DE/E0 ~ 10 à 15%
E(keV)
E0 = 511keV
Ei = 350keV
Es = 700keV
circuit de coïncidence
Un circuit de coïncidence est un analyseur de temps
à canal unique. Un signal définit le moment de départ t0 de
l’analyse de durée t (temps de résolution en coïncidence).
Si une deuxième impulsion arrive pendant
l’intervalle (t0 , t0 + t) le circuit délivre une impulsion dite de
coïncidence. Le temps de résolution t est de l’ordre de ~ ns.
S1(t0)
Circuit de
coïncidence
S2(t)
S1(t0)
Circuit de
coïncidence
S2(t)
(t)
(t)
si t - t0 < t  SC =1
si t - t0 > t  SC = 0
S1
temps
t - t0 < t
t
SC
S2
S1
t - t0 > t
t
S2
Comptage en « coïncidence »
Dt
NV
NT
NF
-t/2
t/2
t
Dt = t temps de résolution en coïncidence
NT….coïncidences total
NF….coïncidences fortuites (random)
NV….coïncidences vraie
Coïncidences fortuites
mesure
Dt
-t/2
t/2
NT
NV = NT - NF
Dt
t
NF
Coïncidences fortuites
calcul
NF = 2tN1N2
NF ….comptage en coïncidence
N1 ….comptage « simple » détecteur 1
N2 ….comptage « simple » détecteur 2
NV = NT - NF
coïncidences
D1
D2
g1
g2
annihilations
source de bruit de fond
gBf
(g1 g2) coïncidence « vraie »
(g1 g2)
coïncidences « fortuites »
(g1 gBf)
Tomographe à
Emission de Positons
(TEP)
TEP dédié (N détecteurs en coïncidence)
CDET(gamma caméra à double(ou triple) tête en coïncidence)
TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)
TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)
couronne de détecteurs
patient
Circuit de
coïncidences
annihilations
2 g de 511keV
TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)
TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)
vue de face
Coïncidences entre les
détecteurs de la couronne.
TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)
TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)
vue de profil
Coïncidences entre les
détecteurs des couronnes.
TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)
ligne de coïncidence
annihilation
coïncidence « vraie »
TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)
ligne de coïncidence
annihilation
diffusion Compton
coïncidence fortuite « des diffusés »
TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)
ligne de coïncidence
deux annihilations distinctes
coïncidence fortuite « vraie »
NT = coïncidence totale
NC = coïncidence « vraie »
NR = coïncidence fortuite « vraie » (random)
ND = coïncidence fortuite « des diffusés »
NT = NC + NR + ND
photomultiplicateurs
guide de lumière
Assemblage de cristaux de GSO de 4*6*20mm
photomultiplicateurs
guide de lumière
Assemblage de cristaux de GSO de 4*6*20mm
PM1
PM2
PMm
PM3
PMn
Lignes de réponse
S1 < S2 > S3  localisation de l’impact sur le cristal GSO pixelisé
28 modules de 29*22 cristaux GSO de 4*6*20mm
638par module,17864 totale
total de 420PMs
…………..
La position de l’impact est définie par
l’amplitude pondérée des signaux des PM.
photomultiplicateurs
guide de lumière
cristaux GSO
Scintillateurs:
Scintillateur
r(g/cm3)
r…densité
Ir.. intensité relative
Te…temps d’émission
l…longueur d’onde
Ir
Te(ns)
l(nm)
Schéma détecteur :
face
profil
PMs
cristaux
GSO
guide de
lumière
Protection en plomb
Diminution de la contribution des sources externes dans le
champ de vision.
champ de vue axiale(z)
champ de vue radiale(xy)
champ de vision
Résolution spatiale :
Elles est composée de la résolution spatiale
intrinsèque RI et la contribution du détecteur RD.
2
2
RS = RI + RD
Résolution spatiale intrinsèque RI
Parcours des b+:
Isotope
Emax(MeV)
parcours(mm)
18F
0.64
0.22
11C
0.96
0.28
15O
1.73
1.35
R
Sphère d’annihilation :
R = parcours b+
Résolution spatiale intrinsèque RI
R
L’annihilation a lieu dans cette
sphère de rayon R égal au parcours des b+.
La résolution spatiale intrinsèque RI est la mesure de
l’étendue de la sphère d’annihilation.
Cette une valeur non modifiable.
Résolution spatiale détecteur RD
PM1
PM2
PMm
PM3
PMn
dimensions cristal (pixel)
dimensions gerbes de lumière dans la guide de lumière
électronique et calcul de localisation spatiale
résolution en temps de coïncidence
Résolution spatiale détecteur RD
champ de vision en
coïncidence
RD minimum
détecteurs
champ de vision
totale
Les caractéristiques du TEP
cristaux: GSO (4*6*20 mm)
efficacité photopic (0.511 MeV) : 92%
diamètre couronne de détecteurs : 80 cm
diamètre utile : 56cm
champ de vue axiale: 18cm
temps de coïncidence: 6ns
résolution spatiale : ~ 4.5 mm
sensibilité : ~ 2000 cpm/µCi
Statif
Laser de
positionnement
(détecteur)
lit d’examen
Corrections
Les images obtenues en TEP résultent d'un comptage des
coïncidences détectées.
Du fait des phénomènes physiques (diffusion Compton
et atténuation) et des caractéristiques de l'appareillage
(événements aléatoires et résolution spatiale), les projections
ne correspondent pas à la totalité des événements émis dans la
ligne de réponse.
Ces pertes d'information sont variables en fonction de la
position des sources dans le champ de vue et au sein du patient.
Elles empêchent la comparaison des fixations mesurées
en ces différentes positions. D’où la nécessité des corrections.
Correction des fortuites
Une source de bruit, propre à la détection en coïncidence,
est la mesure d'événements aléatoires ou fortuits, qui correspond
à la mesure de deux photons issus de deux annihilations
différentes mais qui arrivent pendant la même fenêtre temporelle.
L'information spatiale véhiculée par cette mesure est
incorrecte .
Le taux de coïncidences aléatoires dépend linéairement de
la fenêtre temporelle d'acquisition, donc de la rapidité du
scintillateur, et croît comme le carré de la radioactivité présente
dans le champ de vue.
La contamination due aux coïncidences fortuites est estimée par l'une
des trois méthodes :
- les coïncidences fortuites peuvent être directement mesurées dans
une fenêtre temporelle décalée . Cette technique est la plus largement
utilisée, et présente l'avantage de mesurer la distribution spatiale des
coïncidences aléatoires ;
- par calcul elles peuvent être estimées à partir du nombre total de
photons détectés par chaque détecteur. Dans ce cas, on utilise la
relation : NF = 2tN1N2
- elles peuvent être aussi corrigées en soustrayant un niveau constant,
qui est estimé à partir de la distribution des coïncidences dans les
projections, en dehors du patient. Cette méthode ne s'adapte pas aux
variations locales des taux d'événements aléatoires observés dans des
géométries complexes (patients) .
Correction des diffusées
Coïncidences diffusées(Compton)
Outre un changement dans la direction d'incidence du
photon, la diffusion Compton d'un photon se traduit par une perte
d'énergie. Une partie de ces coïncidences que l'on appelle
coïncidences diffusées est éliminée en n'acceptant que les photons
dont l'énergie, estimée par le détecteur, est compatible avec 511 keV.
Malheureusement, la discrimination entre photons diffusés et
photons non diffusés est difficile, du fait de la médiocre résolution
en énergie des détecteurs à scintillation (15 à 20 % typiquement
pour les systèmes commerciaux actuels).
On distingue trois catégories parmi les techniques de
correction de l’effet de diffusées:
Le premier type de techniques utilise l'information en
énergie en combinant des données acquises dans au moins deux
fenêtres en énergie .
D'autres techniques exploitent l'information spatiale de
localisation erronée des coïncidences diffusées . Ces méthodes de
calcul sont simples , rapides et valable dans le cas où l'activité est
répartie dans tout l'objet. Ces algorithmes ne s'adaptent pas aux
distributions complexes et à l'activité en dehors du champ de vue.
Les dernières méthodes se basent sur un calcul statistique de
la distribution du diffusé pour un patient donné (simulations Monte
Carlo). Ces méthodes sont assez précises, l'information sur les
diffusées provenant de sources radioactives en dehors du champ de
vue des détecteurs est prise en compte.
Correction d’atténuation
Principe:
Une proportion importante des photons de 511 keV est
atténuée par les tissus du patient. L'atténuation varie en fonction
de la composition et de l'épaisseur des milieux traversés, ainsi
que de l'énergie des photons.
Les images obtenues , en l'absence de correction
d'atténuation, sous-évaluent les fixations profondes. Une
correction doit être mise en œuvre pour restituer une image
représentative de la distribution du traceur.
Pour y parvenir, une mesure de transmission, réalisée
avec une source externe, permet de connaître la distribution des
coefficients d'atténuation au sein du patient.
Transmission g simple:
Ai = t i A0
i
i
ti = e
 - m ( x ) dx
0
0
A0 = activité de la source au point 0
Ai = activité mesurée au point i
m(x) = coefficient d’atténuation linéique
ti = probabilité de transmission du photon de l’origine (0) au point i
Transmission des photons g d’annihilation:
1
0
2
A1 = t 1 A0
A2 = t 2 A0
2
1
t1 = e
 - m ( x ) dx
0
t2 = e
 - m ( x ) dx
0
Transmission des photons g d’annihilation:
A1 = t1 A0
A2 = t 2 A0
2
AC = t1t 2 A0
A0 =
a=
1
t1t 2
1
t1t 2
t1t 2 = e
 - m ( x ) dx
1
AC
facteur de correction d’atténuation
Facteur de correction d’atténuation calculé:
x1
µ
µ (511keV) est constant et connu.
Les dimensions de l’objet sont mesurables.
a=
1
2
 - m ( x ) dx
e1
1
=
2

- m dx
e
1
=
1
e
- m ( x2 - x1 )
x2
Facteur de correction d’atténuation mesuré:
Le coefficient d’atténuation µ (511keV) n’est pas
constant. Ses valeurs sont inconnues.
Les dimensions de l’objet ne sont pas mesurables.
a=
1
a A0 = AC
2
 - m ( x ) dx
e1
AC
a=
A0
TEP + source radioactive
source
Ge68Ga68(b+2g 511keV)
Cs137 g 661keV
µ(661keV)µ(511keV)
détecteurs
Mesure de A0
A0
Mesure de AC
Ac
Mesure d’émission
Mesure de transmission
Correction d’atténuation
émission
transmission
après correction
TEP + scanner X
µ(~ 60keV)  µ(511keV)
+
image anatomique
Scanner X TEP
TEP + scanner X
Scanner X
Tomographe à positons
TEP + scanner X
émission
transmission
Reconstruction
tomographique
sinogramme:
0
127
0°
0
0°
315°
127
45°
45°
90°
135°
90°
270°
180°
225°
270°
225°
135°
315°
180°
360°
Lignes de projection en coïncidence :
photomultiplicateurs
Détecteurs
+
guide de lumière
lignes de réponse
Rétro projection:
Rétro projection:
Suivant les lignes de réponse
nous allons rétro projeter les valeurs
de comptages en coïncidence.
coupe transverse
Images
oncologie
oncologie
Multimodalité
La localisation anatomique précise des hyperfixations n'est
pas évidente sur les images TEP, par manque de références
anatomiques, seules les structures fixant le traceur étant
visualisées.
Les images obtenues avec la TDM ou l'IRM fournissent de
manière très précise la localisation des structures anatomiques.
Ces deux images sont complémentaires et, mises en
correspondance ou fusionnées, elles permettent d'exploiter au
mieux l'apport de chaque type d'imagerie.
La première approche se base sur des techniques de
recalage d'images, qui permettent l'analyse corrélée de données
mesurées sur des appareils indépendants.
Le recalage des images cérébrales est d'utilisation
courante et ne pose pas de difficulté majeure, du fait que les
structures sont rigides et sans déformation importante .
En revanche, au niveau du thorax et de l'abdomen, ces
caractéristiques ne sont plus vérifiées
Pour s'affranchir des méthodes de recalage, on utilise un
seul appareil TEP/TDM (PET-CT) pour la réalisation de ces deux
acquisitions.
La correction d'atténuation se base sur l‘acquisition TDM,
qui est réalisé beaucoup plus rapidement que les acquisitions de
transmission mesurées avec des sources radioactives.
La fusion des images TEP et TDM permet une excellente
localisation anatomique des foyers fixant les vecteurs émetteur de
positons .
Multimodalité
scanner
TEP
TEP+scanner
FIN