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: A2 = t 2 A0 A1 = t1 A0 2 AC = t1t 2 A0 A0 = a= 1 t1t 2 1 t 1t 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 Ge68Ga68(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