TOMOGRAPHIE A POSITON

TEP Tomographie à Emission de Positons PET Positron Emission Tomography PETSCAN Positron Emission Tomography SCANner

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 utilisés sont de demi-vie très courte (T ½ ~ min à T ½ ~ h). Le positon, après un parcours de 1 à 3 millimètres dans la matière, rencontrera un électron. Principe: Lors de leur désintégration radioactive, ils émettront un positon (l'anti-particule de l'électron).

De cette rencontre matière-antimatière, résultera une réaction d'annihilation, les deux particules disparaîtront en donnant naissance à deux photons . Le principe du TEP repose sur la détection simultanée (détection en coïncidence) de ces deux photons. Principe: 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.

Cyclotron Isotopes Annihilation Radio pharmaceutiques Coïncidence Le tomographe Corrections Reconstruction tomographique Images Multimodalité

Production des isotopes émetteurs des positons

- un intense champ magnétique axial produit par des aimants Schématiquement les cyclotrons combinent : - 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 CYCLOTRON

Lorsque le courant électrique change de phase, la particule entre dans le "dé" suivant et elle est donc à nouveau accélérée. Principe de fonctionnement: 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". Les particules émises par une source sont introduites au centre du dispositif.

Après chaque accélération dans les "dés" la trajectoire de l’ion devient de plus en plus périphérique du fait de son énergie croissante. Principe de fonctionnement: 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

aimant dés cible faisceau cyclotron

aimant source dés cible faisceau cyclotron Tension alternative

Cyclotron médical(Baby cyclotron)

N 14 (d,n)O 15 O 16 (p,  )N 13 N 14 (p,  )C 11 O 18 (p,n)F 18 Production des isotopes émetteurs positons dans un cyclotron Z X A + p  Z+1 Y A + n X A (p,n)Y A Z X A + d  Z+1 Y A+1 + n X A (d,n)Y A+1 Exemples: Réactions nucléaires:

Isotopes

31 Ga 68  30 Zn m  Cu 64  28 Ni h  isotopes émetteurs de positons désintégration période(T 1/2 ) rendement(%) E max (keV) 9 F 18  8 O m  C 11  5 B m  O 15  7 N s  N 13  6 C m 

E  + (MeV) Distribution énergétique des positons C 11 N 13 O 18 F 18

Parcours des  + : 18 F C O Isotope E max (MeV) parcours(mm)

Annihilation

annihilation

e-e-    eV 180° annihilation e+e+ source annihilation

    Le moment cinétique du système (      est différent de 0. Par conséquence, l’angle d’émission des photons  d’annihilation est différent de 180°(±0.25°) L’angle d’émission des 

Radio-pharmaceutique

radio-pharmaceutique: 9 F 18 fluorodéoxyglucose 6 C 11 déoxyglucose 8 O 15 oxygène (gaz) 6 C 11 dioxyde de carbone 8 O 15 dioxyde de carbone

9 F 18 fluorodéoxyglucose

Synthèse et marquage

Coïncidence

schéma du comptage en coïncidence HT AA Circuit de coïncidence Echelle de comptage annihilation PM CC PM 180° N1N1 N2N2 NCNC Echelle de comptage N1N1 Echelle de comptage N1N1

N E(keV) E0E0 E 0 = 511keV Ei Es Comptage « simple » des photons  de 511keV Ei = 350keV Es = 700keV  E/E 0 ~ 10 à 15% EE

circuit de coïncidence Un circuit de coïncidence est un analyseur de temps à canal unique. Un signal définit le moment de départ t 0 de l’analyse de durée  (temps de résolution en coïncidence). S 1 (t 0 ) S 2 (t) si t - t 0 <  S C =1 Circuit de coïncidence (  ) S 1 (t 0 )S 2 (t) si t - t 0 >  S C = 0 Circuit de coïncidence (  ) Si une deuxième impulsion arrive pendant l’intervalle (t 0, t 0 +  le circuit délivre une impulsion dite de coïncidence. Le temps de résolution  est de l’ordre de ~ ns.

  S1S1 S2S2 S2S2 S1S1 SCSC temps t - t 0 <  t - t 0 > 

 /2 -  /2 NFNF NTNT NVNV t  t =  temps de résolution en coïncidence tt Comptage en « coïncidence » N F ….coïncidences fortuites (random) N T ….coïncidences total N V ….coïncidences vraie

Coïncidences fortuites  /2 -  /2 NFNF t tt tt NTNT mesure N V = N T - N F

Coïncidences fortuites calcul N F = 2  N 1 N 2 N F ….comptage en coïncidence N 1 ….comptage « simple » détecteur 1 N 2 ….comptage « simple » détecteur 2 N V = N T - N F

D1D2 annihilations source de bruit de fond  1  2 ) coïncidence « vraie »  1  2 ) coïncidences « fortuites »  1  Bf ) 11 22  Bf coïncidences

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)

couronne de détecteurs patient annihilations 2  de 511keV Circuit de coïncidences

TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)

Coïncidences entre les détecteurs de la couronne. vue de face

TEP dédié (N détecteurs M coïncidences)

vue de profil Coïncidences entre les détecteurs des couronnes.

TEP dédié (N détecteurs M coïncidences) coïncidence « vraie » annihilation ligne de coïncidence

TEP dédié (N détecteurs M coïncidences) coïncidence fortuite « des diffusés » diffusion Compton annihilation ligne de coïncidence

TEP dédié (N détecteurs M coïncidences) coïncidence fortuite « vraie » deux annihilations distinctes ligne de coïncidence

N C = coïncidence « vraie » N R = coïncidence fortuite « vraie » (random) N D = coïncidence fortuite « des diffusés » N T = coïncidence totale N T = N C + N R + N D

Assemblage de cristaux de GSO de 4*6*20mm guide de lumière photomultiplicateurs

Assemblage de cristaux de GSO de 4*6*20mm guide de lumière photomultiplicateurs

PM 1 PM 2 PM 3 S 1 S 3  localisation de l’impact sur le cristal GSO pixelisé Lignes de réponse PM m PM n

La position de l’impact est définie par l’amplitude pondérée des signaux des PM. 28 modules de 29*22 cristaux GSO de 4*6*20mm 638par module,17864 totale total de 420PMs …………..

photomultiplicateurs cristaux GSO guide de lumière

Scintillateur  (g/cm 3 ) I r T e (ns) (nm)  …densité I r.. intensité relative T e …temps d’émission …longueur d’onde Scintillateurs:

Protection en plomb Schéma détecteur : faceprofil cristaux GSO PMs guide de lumière

Diminution de la contribution des sources externes dans le champ de vision. champ de vision champ de vue axiale(z) champ de vue radiale(xy)

Résolution spatiale : Elles est composée de la résolution spatiale intrinsèque R I et la contribution du détecteur R D.

Résolution spatiale intrinsèque R I Parcours des  + : 18 F C O Isotope E max (MeV) parcours(mm) Sphère d’annihilation : R = parcours  + R

Résolution spatiale intrinsèque R I L’annihilation a lieu dans cette sphère de rayon R égal au parcours des  +. La résolution spatiale intrinsèque R I est la mesure de l’étendue de la sphère d’annihilation. R Cette une valeur non modifiable.

PM 1 PM 2 PM 3 PM m PM n Résolution spatiale détecteur R D dimensions cristal (pixel) dimensions gerbes de lumière dans la guide de lumière électronique et calcul de localisation spatiale résolution en temps de coïncidence

champ de vision en coïncidence champ de vision totale Résolution spatiale détecteur R D R D minimum détecteurs

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 Les caractéristiques du TEP

Statif (détecteur) lit d’examen Laser de positionnement

Corrections

Les images obtenues en TEP résultent d'un comptage des coïncidences détectées. Ces pertes d'information sont variables en fonction de la position des sources dans le champ de vue et au sein du patient. 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. 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 : - 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). - 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 : N F = 2  N 1 N 2

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: 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. Le premier type de techniques utilise l'information en énergie en combinant des données acquises dans au moins deux fenêtres en énergie.

Correction d’atténuation

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. Principe:

A 0 = activité de la source au point 0 A i = activité mesurée au point i  (x) = coefficient d’atténuation linéique  i = probabilité de transmission du photon de l’origine (0) au point i Transmission  simple: 0 i

Transmission des photons  d’annihilation: 0 1 2

facteur de correction d’atténuation Transmission des photons  d’annihilation:

Facteur de correction d’atténuation calculé: µ (511keV) est constant et connu. Les dimensions de l’objet sont mesurables. x2x2 x1x1 µ

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.

détecteurs source Ge 68  Ga 68 (  +  2  511keV) Cs 137   661keV µ(661keV)  µ(511keV) TEP + source radioactive

A0A0A0A0 AcAcAcAc Mesure de A 0 Mesure de A C

Mesure d’émissionMesure de transmission

émission transmissionaprès correction Correction d’atténuation

TEP + scanner X TEP Scanner X µ(~ 60keV)  µ(511keV) + image anatomique

Tomographe à positons Scanner X TEP + scanner X

émissiontransmission TEP + scanner X

Reconstruction tomographique

° 45° 90° 135° 180° 0° 45° 90° 135° 180° 225° 270° 315° 360° sinogramme:

Lignes de projection en coïncidence : photomultiplicateurs Détecteurs + guide de lumière lignes de réponse

Rétro projection:

Suivant les lignes de réponse nous allons rétro projeter les valeurs de comptages en coïncidence. Rétro projection: coupe transverse

Images

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. Ces deux images sont complémentaires et, mises en correspondance ou fusionnées, elles permettent d'exploiter au mieux l'apport de chaque type d'imagerie. Les images obtenues avec la TDM ou l'IRM fournissent de manière très précise la localisation des structures anatomiques.

La première approche se base sur des techniques de recalage d'images, qui permettent l'analyse corrélée de données mesurées sur des appareils indépendants. En revanche, au niveau du thorax et de l'abdomen, ces caractéristiques ne sont plus vérifiées 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.

Pour s'affranchir des méthodes de recalage, on utilise un seul appareil TEP/TDM (PET-CT) pour la réalisation de ces deux acquisitions. La fusion des images TEP et TDM permet une excellente localisation anatomique des foyers fixant les vecteurs émetteur de positons. 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.

scannerTEP TEP+scanner Multimodalité

FIN