TOMOGRAPHIE PAR PROJECTIONS ORTHOGONALES ET OUVERTURE CODEE

Présentation au sujet: "TOMOGRAPHIE PAR PROJECTIONS ORTHOGONALES ET OUVERTURE CODEE"— Transcription de la présentation:

1 TOMOGRAPHIE PAR PROJECTIONS ORTHOGONALES ET OUVERTURE CODEE
Corinne GROISELLE 14 septembre 2000 Monsieur le Président, Messieurs les Membres du Jury, L ’étude que je vais vous présenter s ’intitule « Tomographie par Projections Orthogonales et Ouverture Codée ». Cette étude s ’est déroulée au sein de l ’UPRES-EA 2360 sous la direction de Monsieur le Professeur MORETTI.

2 HISTORIQUE (1) MM MORETTI & LANSIART
Brevet d’invention n° du 22/12/90 Brevet d'invention n° du 07/10/93 Alexandra ROUSSI : Etude sur les séquences de codage, choix de la séquence de SINGER, calcul des côtes du masque (GE400AC), algorithme itératif par corrélation équilibrée Juin 1994 : thèse de Doctorat Fin 1990, un Brevet d ’Invention est déposé par Messieurs MORETTI et LANSIART. Il porte sur un masque à ouverture codée, c’est-à-dire, muni de trous coniques et permettant de réaliser des acquisitions tomographiques codées sans rotation du statif de la gamma-caméra. Ce masque à ouverture codée est positionné à la place du collimateur conventionnel. Alexandra ROUSSI a réalisé une étude sur les séquences de codage et le choix de la séquence mathématique de SINGER qui a permis la réalisation de ce masque. Elle a adapté les paramètres de ce collimateur à la gamma-caméra du Service de Médecine Nucléaire de l’Hôpital Avicenne et développé l’algorithme de décodage et de reconstruction associé selon un algorithme itératif par corrélation équilibrée. Elle a apporté une modification au système en ajoutant des obturateurs en tungstène sur chacun des trous afin d’améliorer l’uniformité des acquisitions. Cette modification a fait l’objet d’un second Brevet d’Invention. Elle a soutenu sa thèse de Doctorat en juin 1994. C. GROISELLE 14 sept. 2000

3 HISTORIQUE (2) Problème de résolution sur la coupe et de discrimination en profondeur (images fantômes) Selma BERRIM : reconstruction itérative par le maximum de vraisemblance Juin 1998 : thèse de Doctorat Des problèmes de résolution sur la coupe et de discrimination en profondeur persistaient. En effet, des images fantômes étaient retrouvées sur les coupes adjacentes aux coupes qui contenaient réellement l’activité. Selma BERRIM a modifié l’algorithme de reconstruction en utilisant un algorithme itératif par le maximum de vraisemblance. Elle a exposé les résultats obtenus en juin 1998. C. GROISELLE 14 sept. 2000

4 OBJECTIFS DE CETTE ÉTUDE
But : Améliorer la résolution en profondeur Améliorer l’uniformité Améliorer la quantification Réaliser des acquisitions in vivo Pour cela : Définition des côtes du masque Modification de l’algorithme 2nde incidence orthogonale Des points restaient à améliorer. Ils font l’objet de notre étude. Il restait à améliorer la résolution en profondeur, l’uniformité, la quantification et à tester le système en réalisant des acquisitions in vivo. La 1ere partie du travail a consisté à définir les côtes du masque afin de l’adapter à la gamma-caméra du Service de Médecine Nucléaire de l’hôpital Avicenne. Puis nous avons procédé à une modification de l’algorithme et nous avons utilisé l’information d’une seconde incidence orthogonale pour améliorer notre système. C. GROISELLE 14 sept. 2000

5 CHRONOLOGIE Février à septembre 1996 : stage de D.E.A.
« Correction de la diffusion Compton en tomographie par ouverture codée » Octobre 1996 : début de la thèse Juin 1997 : changement de la gamma-caméra GE400AC  DST-XL (S.M.V.Intl.) Juillet 1998 : livraison du masque à ouverture codée adapté à la gamma-caméra DST-XL Eté 2000 : patients Cette étude a débuté en octobre 1996 après une prise de contact avec le domaine de l’ouverture codée par l’intermédiaire du stage de DEA. En juin 1997, la caméra utilisée dans les précédentes études a été remplacée. On est alors passé d’une caméra simple détecteur à champ circulaire à une caméra avec deux détecteurs grand champs rectangulaires. Il a donc fallu recalculer les côtes du masque à ouverture codée afin de l’adapter au changement de champ de vue et tenir compte de l’encombrement du second détecteur. Le masque adapté à la nouvelle caméra a été livré en juillet 1998. Les acquisitions sur les premiers patients ont été effectuées à l’été 2000. C. GROISELLE 14 sept. 2000

6 PLAN DE LA PRÉSENTATION
Les différents types d’imagerie par ouverture codée Le système SCOTI Application sous incidence unique Application sous 2 incidences orthogonales Acquisitions in vivo Discussions et perspectives Conclusion Au cours de cette présentation nous aborderont les points suivants : Après une présentation des principaux types d’imagerie par ouverture codée, le système que nous avons mis au point sera présenté. Les résultats obtenus sous incidence unique seront présentés puis les résultats obtenus en utilisant une seconde incidence orthogonale seront exposés. Finalement, les premières images d’une acquisition réelle seront présentées. Avant de discuter des perspectives et de conclure. C. GROISELLE 14 sept. 2000

7 PLAN DE LA PRÉSENTATION
Les différents types d’imagerie par ouverture codée Le système SCOTI Application sous incidence unique Application sous 2 incidences orthogonales Acquisitions in vivo Discussions et perspectives Conclusion C. GROISELLE 14 sept. 2000

8 L’IMAGERIE PAR OUVERTURE CODÉE
Système multi sténopés Détecteur fixe : Acquisition unique & statique Acquisition dynamique, multispectrale Sténopé = sensibilité & résolution +++ Effet tomographique  plusieurs sténopés Large gamme d’angles de vue Suppression des artefacts de l’imagerie en angle limité On peut définir l’imagerie par ouverture codée comme un système multisténopés. Le principal atout de ce système est l’utilisation d’un détecteur fixe. Une image de projection planaire est aquise. Cela permet d’envisager des acquisitions tomographiques dynamiques et multispectrales. L’utilisation d’un sténopé présente l’avantage d’une meilleure sensibilité à l ’acquisition et d’images plus résolutives que lors de l’utilisation de collimateurs à canaux parallèles. Pour pouvoir obtenir une information en profondeur, plusieurs sténopés sont alors nécessaires. L’utilisation d’une large gamme d’angles de vue à travers les différentes trous permet de supprimer les artefacts de l’imagerie en angles limités. C. GROISELLE 14 sept. 2000

9 FORMALISATION DU CODAGE / DÉCODAGE
Plan du détecteur Détecteur Sources : Le principe de l’imagerie codée est le suivant: Si on considère deux sources situées à des profondeurs différentes, la distance entre les deux sources sur l’image de projection sera inversement proportionnelle à la distance réelle entre ces deux sources. Deux sources situées à une même distance du cristal iront se projeter dans des zones différentes du détecteur. C. GROISELLE 14 sept. 2000

10 Formalisation du problème de codage / décodage
Volume objet Image codée Coupes tomographiques B En résumé, le problème du codage / décodage peut être présenté ainsi : Un volume - objet va se projeter sur le détecteur à travers un masque à ouverture codée. Des phénomènes extérieurs peuvent venir altérer la qualité de la projection : bruit, non-stationnarité ou non-uniformité du système de détection. On obtient une image qui doit alors être décodée et permet de reconstruire des coupes tomographiques du volume - objet. C. GROISELLE 14 sept. 2000

11 Les différents types de codage : Codage de FRESNEL
Masque Projection Volume objet Parmi les différentes types de codage qui ont été décrits, le codage de FRESNEL est basé sur l’utilisation de cercles concentriques de tailles différentes à la place des trous. Cette méthode est surtout utilisée dans des systèmes optiques. C. GROISELLE 14 sept. 2000

12 Les différents types de codage : Codage « dépendant du temps »
Somme des projections Ensemble des projections Ouverture Une unique ouverture peut être déplacée et l’ensemble des projections obtenues est alors sommé afin de fournir l’image de projection attendue. Volume objet C. GROISELLE 14 sept. 2000

13 Les différents types de codage : Codage multi sténopés statique
Projection Masque Volume objet Une plaque peut être percée de plusieurs trous et on acquiert ainsi une unique projection qui contient la somme des informations provenant du volume - objet. C’est sur ce type de système que s’appuie notre étude. C. GROISELLE 14 sept. 2000

14 PLAN DE LA PRÉSENTATION
Les différents types d’imagerie par ouverture codée Le système SCOTI Application sous incidence unique Application sous 2 incidences orthogonales Acquisitions in vivo Discussions et perspectives Conclusion A présent je vais vous présenter le système SCOTI que nous avons mis au point. SCOTI pour STATIC CODED TOMOGRAPHIC IMAGING C. GROISELLE 14 sept. 2000

15 POSITION DES TROUS SUR LE MASQUE SÉQUENCE DE SINGER
Motif central : 50 trous Masque : 196 trous Le masque est une plaque de plomb dans laquelle ont été percés 196 trous coniques répartis selon une séquence mathématique dite de SINGER ou code de SINGER. Ce code possède différentes propriétés : Une séquence mono dimensionnelle peut être reproduite par permutation cyclique un nombre infini de fois. L ’autocorrélation de la séquence par la séquence elle-même non-permutée donne le nombre d’éléments non-nuls de la séquence. Cette propriété a été étendue à 2 dimensions. On ne remplit pas le tableau ligne à ligne. Lorsque plusieurs motifs créés par la méthode de la diagonale étendue sont juxtaposés, il n’y a pas de rupture de la séquence monodimensionnelle au changement de motif. C. GROISELLE 14 sept. 2000

16 Pièce pyramidale (plomb)
SCHÉMA DU DISPOSITIF 3,5 mm Masque 3,0 mm Plexiglas e Pièce pyramidale (plomb) Cristal f=336,0mm Ce masque est protégé par deux plaques de Plexiglas. Il est placé parallèle au cristal et maintenu par une pièce pyramidale de plomb qui permet également d’empêcher les rayonnements d’éclairer directement cristal sans traverser le masque. On appelle focale la distance entre le masque et le cristal. Nous allons voir en détail la forme des sténopés. C. GROISELLE 14 sept. 2000

17 SCHÉMA D’UN STÉNOPÉ Côté détecteur 3,0 mm 3,5 mm Tungstène Côté objet
Plexiglas Plomb Côté détecteur 3,0 mm 3,5 mm 3,1 mm 0,3 mm 40° Côté objet 8,47 mm 0,47 mm 2,7 mm 2,5 mm 336,0 mm Tungstène 168,0 mm Ce schéma présente la coupe de l’un des 196 sténopés coniques du masque. Il est ouvert du côté objet et le trou est partiellement obturé par un clou de tungstène qui empêche les rayonnement d ’atteindre le cristal perpendiculairement. Seuls les photons arrivant sur le détecteur selon un certain angle sont acceptés. Cela permet d’améliorer l’uniformité de la détection comme cela a été décrit dans les travaux d’Alexandra ROUSSI. C. GROISELLE 14 sept. 2000

18 HYPOTHÈSES DE TRAVAIL (1)
Discrétisation : pixels, voxels Activité concentrée au centre du voxel Image = somme des projections de chacun des points source à travers chacun des trous Aucun flux de photons en dehors des trous du masque Masque d’épaisseur nulle et trous circulaires Un certain nombre d’hypothèses simplificatrices ont été effectuées dans la modélisation du système pour calculer les paramètres de décodage. Les surfaces du détecteur et du masque ont été discrétisées en éléments de surface appelés pixels. Le volume - objet a été lui aussi échantillonné en éléments de volume appelés les voxels. On considérera que toute l’activité d’un voxel est concentré en son centre. L’image de projection obtenue est la somme des projections de chacun des points sources à travers chacun des trous du masque. Aucun flux de photons ne peut pénétrer dans le cristal en dehors des trous du masque. Le masque est considéré d’épaisseur nulle et les trous circulaires. C. GROISELLE 14 sept. 2000

19 HYPOTHÈSES DE TRAVAIL (2)
400 mm 256 pixels 240 pixels 540 mm Une autre hypothèse a été effectuée. On considérera que l’image de projection obtenue sur le détecteur est rectangulaire alors que les quatre coins sont tronqués et qu’il existe un effet de bord. De l’information est donc perdue sur les images d’acquisitions par rapport à l’image attendue et prise en compte lors de la reconstruction . 256 pixels 178 pixels C. GROISELLE 14 sept. 2000

20 DISCRÉTISATION ISOTROPE
Masque : 3,1 mm Objet : 4,5 mm soit 29 coupes de 29x39 pixels 133,3 x 176,7 x 130,3 mm3 Détecteur : 2,2525 mm Le détecteur est échantillonné en 256x256 pixels de mm de côté. Le masque est lui aussi discrétisé en éléments en surface de 3,1 mm, diamètre des trous. Le volume - objet est séparé en voxels de 4,5 mm de côté. On obtient donc 29 coupes de 29x39 pixels. Soit un volume de 133,3 mm par 176,7 mm et 130,3 mm de profondeur. C. GROISELLE 14 sept. 2000

21 ALGORITHME DE RECONSTRUCTION
Algorithme itératif du Maximum de Vraisemblance Lange & Carson IEEE Trans. Med. Img. Proc. Vol.8 : ; 1984 L ’algorithme de reconstruction utilisé est un algorithme itératif du maximum de vraisemblance comme celui décrit par Lange & Carson en 1984. La valeur de chacun des voxels est calculée à partir de la valeur obtenue à l’itération précédente et d’un terme correctif qui lui est ajouté. Les coefficients utilisés sont caractéristiques du système et indépendant de l’objet placé sous le détecteur. j=intensité calculée Yi=intensité mesurée cij=coefficients C. GROISELLE 14 sept. 2000

22 ALGORITHME DE RECONSTRUCTION Calcul des coefficients
Sell Détecteur si Masque j sj j Si l ’on considère un voxel , donné j de l ’objet, l’émission des photons est isotrope dans tout l’espace. Seule une fraction de ce faisceau va passer à travers un trou donné du masque et aller éclairer le détecteur. On va alors calculer la surface de chacun des pixels éclairés. Les coefficients permettent de connaître la surface d’un pixel i éclairé par un voxel j donné.  215 millions de coefficients C. GROISELLE 14 sept. 2000

23 ALGORITHME DE RECONSTRUCTION Reconstruction itérative
0 I erreur n Ie Erreur<limite oui fin n=n+1 non L’intensité de chacun des voxels est calculée. Les valeurs obtenues sont reprojectées afin de calculer une image de projection estimée. Cette image estimée est comparée à l’image d’acquisition et un terme d’erreur est calculé. Si cette erreur quadratique moyenne est inférieure à une limite fixée ; l’algorithme a convergé et on cesse les itérations. Sinon, on continue à itérer. C. GROISELLE 14 sept. 2000

24 MATÉRIEL UTILISÉ Le masque à ouverture codée a été adapté à la gamma - caméra DST-XL de SMVI utilisée en routine dans le Service de médecine nucléaire de l hôpital Avicenne. C. GROISELLE 14 sept. 2000

25 PLAN DE LA PRÉSENTATION
Les différents types d’imagerie par ouverture codée Le système SCOTI Application sous incidence unique Application sous 2 incidences orthogonales Acquisitions in vivo Discussions et perspectives Conclusion Nous allons présenter les étapes nécessaires à la calibration de l’algorithme de reconstruction et les objets radioactifs qui ont été testés. C. GROISELLE 14 sept. 2000

26 CALIBRATION DE LA RECONSTRUCTION
Évaluation du critère de convergence de l’algorithme Localisation de la source en profondeur  résolution en profondeur dans la coupe  résolution spatiale Évaluation de l’uniformité Le but de ces mesures est d’évaluer le critère de convergence de l’algorithme, vérifier la localisation de la source en profondeur et donc mesurer la résolution en profondeur, vérifier la position de la source dans la coupe et mesurer la résolution spatiale et évaluer l ’uniformité. Ce ne sont pas des sources idéales pour la mesure de l’uniformité mais les temps de calcul de la reconstruction ne nous ont pas permis de réaliser d’autres images de sources. C. GROISELLE 14 sept. 2000

27 OBJETS RADIOACTIFS Simulations numériques Fantômes physiques
Ligne source sur les coupes n°1 & n°7 10 voxels de long x 1 voxel d’épaisseur Activité simulée par un comptage fixé à 500 unités arbitraires Fantômes physiques Ligne source sur les coupes n°1 & n°8 Tubes capillaires de 45 mm de long -  1,1 mm 3,7 MBq de technétium-99m Deux types d’objets ont été utilisés pour tester notre système. Des simulations numériques d’acquisitions de lignes sources ont été réalisées. Des lignes sources ont été réalisés avec des tubes capillaires remplis de technétium. La NEMA autorise l’utilisation de lignes sources pour la mesure de la résolution si le diamètre est petit devant la résolution intrinsèque du détecteur de la caméra (3,7 mm). C. GROISELLE 14 sept. 2000

28 Images d’acquisition des simulations numériques - 1 incidence
Coupe 1 Coupe 7 Ces deux projections présentent les images obtenues sur le détecteur pour les lignes sources simulées numériquement. C. GROISELLE 14 sept. 2000

29 Simulations numériques - 1 incidence Évolution de l’erreur
L’algorithme a bien convergé et on peut définir une zone de convergence qui permet de stopper les itérations. C. GROISELLE 14 sept. 2000

30 Simulations numériques - coupe n°1 1 incidence - 105 itérations
Résolution spatiale : 4,8 mm Résolution en profondeur : 4,5 mm Uniformité : 49,0 pixels ± 0,0 pixels-1 La source est bien retrouvée sur la coupe attendue. Il n ’existe pas d’images fantômes. La résolution spatiale dans la coupe a été mesurée à 4,8 mm et la résolution en profondeur a été mesurée à 4,5 mm. Le nombre de coups avait été fixé arbitrairement à 50 coups par pixel. C. GROISELLE 14 sept. 2000

31 Simulations numériques - coupe n°7 1 incidence - 111 itérations
Résolution spatiale : 4,8 mm Résolution en profondeur : 4,5 mm Uniformité : 48,6 pixels ± 0,5 pixels-1 La source est bien retrouvée sur la coupe attendue. Il n ’existe pas d’images fantômes. La résolution spatiale dans la coupe a été mesurée à 4,8 mm et la résolution en profondeur a été mesurée à 4,5 mm. Le nombre de coups avait été fixé arbitrairement à 50 coups par pixel. C. GROISELLE 14 sept. 2000

32 Images d’acquisition des fantômes physiques - 1 incidence
Coupe 1 Coupe 8 En ce qui concerne les acquisitions réelles : On observe la présence d’un bruit d’acquisition sur ces images qui n’était pas présent sur les simulations numériques. On retrouve la troncature des coins des images de projection. C. GROISELLE 14 sept. 2000

33 Fantômes physiques - 1 incidence Évolution de l’erreur
On observe une décroissance de l’erreur quadratique moyenne. Contrairement à ce qui se passait lors de la reconstruction des simulations, l ’erreur ne tend pas vers 0. Les hypothèses faites sur les projections mesurées peuvent expliquer cette différence. C. GROISELLE 14 sept. 2000

34 Fantômes physiques - coupe n°1 1 incidence - 67 itérations
Résolution spatiale : 5,6 mm Résolution en profondeur : 5,6 mm Uniformité : 0,203 MBq/pixel ± 0,021 MBq/pixel Les images obtenues montrent une persistance des images fantômes lors d’acquisitions réelles de lignes radioactives. La résolution sur la coupe a été mesurée à 5,6 mm. La résolution en profondeur a été mesurée à 5,6 mm. L’activité attendue était de 0,37 MBq/pixel. C. GROISELLE 14 sept. 2000

35 Fantômes physiques - coupe n°8 1 incidence - 78 itérations
Résolution spatiale : 7,2 mm Résolution en profondeur : 8,4 mm Uniformité : 0,125 MBq/pixel ± 0,020 MBq/pixel On observe une dégradation de tous les paramètres mesurés. C. GROISELLE 14 sept. 2000

36 Résultats et discussion sur les reconstructions sous 1 incidence
Simulations ligne 1 ligne 7 Acquisitions ligne 8 simulations acquisitions simulations acquisitions Résolution en profondeur (mm) Résolution spatiale (mm) Dans le cas des simulations numériques, les résultats sont semblables. Ils se dégradent avec la profondeur dans le cas des acquisitions réelles. simulations acquisitions C. GROISELLE 14 sept. 2000 Nombre moyen de coups par pixel Activité moyenne en MBq/pixel

37 FANTÔME COMPLEXE DE THYROÏDE
37 MBq de 99mTc Afin de tester la capacité du système à discriminer les zones hétérogènes, une étude sur un fantôme complexe a été menée. Il comporte un lobe hyperactif avec deux zones inactives et un lobe hypoactif avec une zone active et une zone inactive. C. GROISELLE 14 sept. 2000

38 FANTÔME COMPLEXE DE THYROÏDE Images de projections
Projection codée Projections acquises avec le collimateur à canaux parallèles Des images de projections ont été acquises avec le système SCOTI et en tomographie conventionnelle. C. GROISELLE 14 sept. 2000

39 FANTÔME COMPLEXE DE THYROÏDE 1 incidence - 224 itérations
Après reconstruction, on obtient les coupes suivantes. On peut noter la bonne restitution des zones inactives. C. GROISELLE 14 sept. 2000

40 FANTÔME COMPLEXE DE THYROÏDE Acquisition parallèle + OSEM
Les images reconstruites à partir de l’acquisition avec le collimateur à canaux parallèles montrent une bonne restitution de la zone active mais les cylindres inactifs ne sont pas visibles. C. GROISELLE 14 sept. 2000

41 CONCLUSION SUR LE SYSTÈME SCOTI SOUS INCIDENCE UNIQUE
Bonne discrimination des régions hétérogènes Bonne résolution spatiale Résolution se dégrade avec la profondeur Problème d’uniformité Le fantôme de thyroïde a permis de démontrer la bonne discrimination des régions hétérogènes. La résolution spatiale obtenue est correcte. Par contre, la résolution se dégrade avec la profondeur et les images fantômes sont toujours présentes. Il persiste le problème de l’uniformité. Une information supplémentaire provenant d’une seconde incidence orthogonale permettrait de pallier ces problèmes de dégradation de la résolution avec la profondeur. 2nde incidence orthogonale C. GROISELLE 14 sept. 2000

42 PLAN DE LA PRÉSENTATION
Les différents types d’imagerie par ouverture codée Le système SCOTI Application sous incidence unique Application sous 2 incidences orthogonales Acquisitions in vivo Discussions et perspectives Conclusion Nous allons présenter les résultats obtenus en utilisant deux acquisitions orthogonales. C. GROISELLE 14 sept. 2000

43 MODIFICATION DE L’ALGORITHME
Étant donné que la reconstruction de chacun des voxels est indépendante, il suffit de gérer l’information provenant des deux incidences comme si elle provenait d’un ensemble unique contenant toute l’information. Pour des raisons pratiques, cette solution n’a pas pu être implémentée car elle demandait une capacité informatique trop importante. La solution retenue a été de calculer l’intensité d’un voxel donné grâce à l ’information de chacune des deux incidences. Puis, la moyenne géométrique était effectuée. 1ere incidence 2nde incidence Moyenne géométrique C. GROISELLE 14 sept. 2000

44 Évolution de l’erreur (2 incidences orthogonales)
Des acquisitions ont été effectuées avec chacun des objets décrits. On retrouve le phénomène de décroissance de l ’erreur jusqu’à 0 pour les simulations et jusqu’à un plateau pour les acquisitions réelles. C. GROISELLE 14 sept. 2000

45 Évolution du comptage dans l’image (2 incidences orthogonales)
En ce qui concerne le comptage moyen dans les sources, on obtient l’activité attendue sauf dans le cas de la source acquise sur un coupe éloignée du détecteur. C. GROISELLE 14 sept. 2000

46 Simulations numériques - coupe n°1 2 incidences orthogonales - 36 itérations
Résolution spatiale : 4,5 mm (4,8 mm) Résolution en profondeur : 4,5 mm (4,5 mm) Uniformité : 49,0 pixel ± 0,0 pixel-1 (49,0 ± 0,0) Les images fantômes ont disparu. On observe une amélioration de la résolution spatiale. C. GROISELLE 14 sept. 2000

47 Simulations numériques - coupe n°7 2 incidences orthogonales - 37 itérations
Résolution spatiale : 4,5 mm (4,8 mm) Résolution en profondeur : 4,5 mm (4,5 mm) Uniformité : 49,0 pixel ± 0,0 pixel-1 (48,6 ± 0,5) Les images fantômes ont disparu. On observe une amélioration de la résolution spatiale. C. GROISELLE 14 sept. 2000

48 Fantômes physiques - coupe n°1 2 incidences orthogonales - 33 itérations
Résolution spatiale : 4,5 mm (5,6 mm) Résolution en profondeur : 4,5 mm (5,6 mm) Uniformité : 0,252 MBq/pixel ± 0,008 MBq/pixel (0,203 MBq/pixel ± 0,021 MB/pixel ) Les images fantômes ont disparu. On observe une amélioration de la résolution spatiale et de la résolution en profondeur qui devient identique à celle obtenue avec les simulations numériques. L’activité dans la source s’approche de l’activité réelle de l’objet. C. GROISELLE 14 sept. 2000

49 Fantômes physiques - coupe n°7 2 incidences orthogonales - 32 itérations
Résolution spatiale : 4,5 mm (7,2 mm) Résolution en profondeur : 7,3 mm (8,4 mm) Uniformité : 0,191 MBq/pixel ± 0,009 MBq/pixel (0,124 MBq/pixel ± 0,020 MBq/pixel Les images fantômes ont disparu. On observe une amélioration de la résolution spatiale qui devient identique à celle obtenue avec les simulations numériques. La résolution en profondeur est améliorée. L’activité dans la source s’approche de l’activité réelle de l ’objet. C. GROISELLE 14 sept. 2000

50 Résultats et discussion sur les reconstructions sous 2 incidences
Simulations ligne 1 ligne 7 Acquisitions ligne 8 simulations acquisitions simulations acquisitions Résolution en profondeur (mm) Résolution spatiale (mm) L'information de la seconde incidence a permis d’améliorer la résolution et d’obtenir une activité proche de l’activité réelle de la source. simulations acquisitions C. GROISELLE 14 sept. 2000 Nombre moyen de coups par pixel Activité moyenne en MBq/pixel

51 Fantôme complexe de thyroïde sous 2 incidences orthogonales - 165 itérations
Les coupes reconstruites du fantôme de thyroïde à partir des 2 incidences orthogonales montrent une amélioration de l’uniformité. On a alors pu envisager des acquisitions in vivo. C. GROISELLE 14 sept. 2000

52 PLAN DE LA PRÉSENTATION
Les différents types d’imagerie par ouverture codée Le système SCOTI Application sous incidence unique Application sous 2 incidences orthogonales Acquisitions in vivo Discussions et perspectives Conclusion C. GROISELLE 14 sept. 2000

53 CONDITIONS D’ACQUISITIONS
(1) (2) 7,7 MBq de 123I 600 secondes (1) (2) Deux projections orthogonales de 600 secondes chacune d’une thyroïde ont été acquises. Le patient avait été injecté avec 7,7 MBq de iode 123. C. GROISELLE 14 sept. 2000

54 COUPES RECONSTRUITES 2 incidences orthogonales
Les images suivantes présentent les images de coupes obtenues. C. GROISELLE 14 sept. 2000

55 Comparaison entre l’ouverture codée et l’imagerie pinhole
Projection « pinhole » Somme des coupes reconstruites Les images des coupes ont été sommée afin de pourvoi les comparer avec la projection pinhole effectuée habituellement. C. GROISELLE 14 sept. 2000

56 PLAN DE LA PRÉSENTATION
Les différents types d’imagerie par ouverture codée Le système SCOTI Application sous incidence unique Application sous 2 incidences orthogonales Acquisitions in vivo Discussions et perspectives Conclusion C. GROISELLE 14 sept. 2000

57 DISCUSSION ET PERSPECTIVES (1)
Diffusion et atténuation Correction des images de projections & des coefficients Optimisation de la résolution spatiale Échantillonnage plus fin Amélioration de la programmation et de la capacité de calcul de la machine Les effets de la diffusion et l’atténuation pourraient être pris en compte. La résolution spatiale pourrait être optimisée en effectuant un échantillonnage plus fin mais cela nécessiterait une amélioration de la programmation et de la machine. C. GROISELLE 14 sept. 2000

58 DISCUSSION ET PERSPECTIVES (2)
Optimisation de la résolution en profondeur Incidences supplémentaires 4 incidences = 2 x 2 : même temps d’acquisition Amélioration de l’uniformité Modélisation exacte du système La résolution en profondeur a été améliorée par l’information de la seconde incidence. Des incidences supplémentaires permettraient de l'optimiser. L ’uniformité devrait être améliorée par la modélisation exacte du système. C. GROISELLE 14 sept. 2000

59 PLAN DE LA PRÉSENTATION
Les différents types d’imagerie par ouverture codée Le système SCOTI Application sous incidence unique Application sous 2 incidences orthogonales Acquisitions in vivo Discussions et perspectives Conclusion Pour conclure : C. GROISELLE 14 sept. 2000

60 CONCLUSION GÉNÉRALE (1)
La nécessité d’une incidence orthogonale a été démontrée et assure la validité de la méthode La méthode est sensible et résolutive dans le plan de coupe (4,5mm) et en profondeur (4,5mm-7,3mm) C. GROISELLE 14 sept. 2000

61 CONCLUSION GÉNÉRALE (2)
L’imagerie gamma en ouverture codée sera applicable chez l’homme quand l’uniformité sera satisfaisante La méthode ouvre des perspectives de tomographie dynamique & multispectrale Petits organes chez l’homme et expérimentation animale C. GROISELLE 14 sept. 2000

62 C. GROISELLE 14 sept. 2000

63 GE 400 AC vs DST-XL Epaisseur du masque : 3,5 mm (3,5 mm)
Distance focale : 201,5 mm (336,0 mm) Distance du volume au masque : 117,0 mm (168,0 mm) Nombre de trous : 196 (196) Diamètre d’un sténopé : 1,980 mm (3,1 mm) UFOV : 385 mm (540 x 400 mm²) C. GROISELLE 14 sept. 2000

64 Diapos supplémentaires (GENERALITES)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

65 Principe de l’imagerie en médecine nucléaire
détecteur photons Image scintigraphique patient C. GROISELLE 14 sept. 2000

66 Principe général de fonctionnement d’une gamma-camera
Enregistrement, traitement, visualisation des images Mesure de l’énergie et localisation spatiale PMs cristal collimateur C. GROISELLE 14 sept. 2000

67 Les différents types d’acquisitions
Planaires : images de projections « corps entier » multi-spectrales dynamiques Tomographie : coupes d’un volume gated SPECT C. GROISELLE 14 sept. 2000

68 La reconstruction tomographique
Algorithmes analytiques (FBP) pas de paramétrage filtrage (filtre rampe) Algorithmes itératifs paramétrisation finie de l’image modélisation des mesures contraintes à priori critère d’arrêt des itérations C. GROISELLE 14 sept. 2000

69 Les limites de l’imagerie
La sensibilité La résolution temporelle spectrométrique spatiale en profondeur La difficulté de mesures quantitatives la diffusion l’atténuation C. GROISELLE 14 sept. 2000

70 Les différents types de reconstructions
L’auto-corrélation La corrélation équilibrée Le delta-decoding La décomposition en valeurs singulières La méthode itérative ART C. GROISELLE 14 sept. 2000

71 Diapos supplémentaires (1 INCIDENCE)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

72 Simulations numériques - 1 incidence Évolution du comptage dans l’image
50 100 150 200 250 300 350 400 450 500 10 20 30 40 60 70 80 90 110 itérations nombre de coups dans l'image simulation ligne 01 ligne 07 43 itérations 51 itérations zones de convergence C. GROISELLE 14 sept. 2000

73 Simulations numériques - 1 incidence Localisation en profondeur
C. GROISELLE 14 sept. 2000

74 Simulations numériques - coupe n°1 1 incidence - 43 itérations
C. GROISELLE 14 sept. 2000

75 Simulations numériques - coupe n°7 1 incidence - 51 itérations
C. GROISELLE 14 sept. 2000

76 Simulations numériques - 1 incidence Résolution en profondeur
C. GROISELLE 14 sept. 2000

77 Simulations numériques - 1 incidence Résolution spatiale
C. GROISELLE 14 sept. 2000

78 Simulations numériques - 1 incidence Uniformité
C. GROISELLE 14 sept. 2000

79 Fantômes physiques - 1 incidence Évolution du comptage dans l’image
C. GROISELLE 14 sept. 2000

80 Fantômes physiques - 1 incidence Localisation en profondeur
C. GROISELLE 14 sept. 2000

81 Fantômes physiques - coupe n°1 1 incidence - 29 itérations
C. GROISELLE 14 sept. 2000

82 Fantômes physiques - coupe n°8 1 incidence - 30 itérations
C. GROISELLE 14 sept. 2000

83 Fantômes physiques - 1 incidence Résolution en profondeur
C. GROISELLE 14 sept. 2000

84 Fantômes physiques - 1 incidence Résolution spatiale
C. GROISELLE 14 sept. 2000

85 Fantômes physiques - 1 incidence Uniformité
C. GROISELLE 14 sept. 2000

86 Fantôme complexe de thyroïde 1 incidence - 79 itérations
C. GROISELLE 14 sept. 2000

87 Diapos supplémentaires (2 INCIDENCES ORTHOGONALES)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

88 Simulations numériques - coupe n°1 2 incidences orthogonales - 26 itérations
C. GROISELLE 14 sept. 2000

89 Simulations numériques - coupe n°7 2 incidences orthogonales - 27 itérations
C. GROISELLE 14 sept. 2000

90 Fantômes physiques - coupe n°1 2 incidences orthogonales - 18 itérations
C. GROISELLE 14 sept. 2000

91 Fantôme physique - coupe n°7 2 incidences orthogonales - 17 itérations
C. GROISELLE 14 sept. 2000

92 Coupes reconstruites (2 incidences orthogonales)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

93 Résolution en profondeur - coupe n°1 (2 incidences orthogonales)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

94 Résolution en profondeur - coupe n°7 (2 incidences orthogonales)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

95 Résolution spatiale - coupe n°1 (2 incidences orthogonales)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

96 Résolution spatiale - coupe n°7 (2 incidences orthogonales)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

97 Uniformité - coupe n°1 (2 incidences orthogonales)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

98 Uniformité - coupe n°7 (2 incidences orthogonales)
C. GROISELLE 14 sept. 2000

99 Évolution de l’erreur C. GROISELLE 14 sept. 2000