FR2868544A1 - Procede de quantification de la radioactivite de structures vivantes de petites dimensions mettant en oeuvre la tomographie par emission - Google Patents

Abstract

L'invention concerne un procédé de quantification de la radioactivité de structures de tissus vivant en tomographie par émission pour déterminer la concentration d'un traceur radioactif. Il comprend l'acquisition d'images en trois dimensions (101), la détermination de la fonction de dispersion ponctuelle du système d'imagerie (102), sa convolution (105) avec un modèle haute résolution (103) pour obtenir un modèle basse résolution, un recalage (106), une estimation (107) de correspondance entre le modèle basse résolution et les images, en cas de test négatif des étapes itératives de déformation (108) du modèle haute résolution et d'exécution des étapes précédentes, tant que le test reste négatif, la segmentation des images en régions (110), le calcul de l'activité des régions (111), la détermination d'une matrice de transfert géométrique (112), son inversion et la multiplication (113), de manière à obtenir des données de correction de l'effet de volume partiel. La fonction de dispersion ponctuelle est obtenue par un processus de calibrage faisant appel à un objet test dit "fantôme anthropomorphique" et la quantification de la radioactivité des compartiments de cet objet.

Description

L'invention concerne un procédé de quantification de la radioactivité de

structures d'un tissu vivant de petites dimensions mettant en oeuvre la tomographie par émission.

II est tout d'abord utile de rappeler les caractéristiques principales de la 5 tomographie par émission.

La tomographie par émission est une technique d'imagerie qui permet de visualiser la distribution d'un traceur radioactif à l'intérieur d'un organisme, par exemple humain. Elle regroupe la tomographie par émission monophotonique (ou "TEMP") et la tomographie par émission de positons (ou "TEP"), lesquelles, selon les dénominations anglo-saxonnes, sont couramment appelées "SPECT" (pour "Single Photon Computerized Tomography") et "PET" (pour "Positron Emission Tomography"), respectivement. Au-delà de la capacité d'un tel système à former une image, il est de plus en plus demandé de pouvoir mesurer la radioactivité présente dans une région déterminée du volume exploré, que l'on appellera simplement "activité" ciaprès. Dans le cas où la taille de cette région est proche de la résolution spatiale du système d'investigation, la quantification devient imprécise: l'activité volumique est systématiquement sous-estimée et il est difficile de séparer les activités provenant de deux régions voisines. Ce phénomène, appelé "effet de volume partiel", est notamment présent dans le cas de la mesure de la radioactivité contenue dans des structures de petite dimension, connues sous le nom de "striata", en imagerie de la neurotransmission dopaminergique.

Le problème de la quantification en imagerie "SPECT" et "PET" a fait l'objet de nombreuses recherches. Le nombre de travaux publiés dans ce domaine témoigne à la fois des difficultés à obtenir une quantification précise de la radioactivité à l'aide de ces systèmes d'imagerie, et de l'intérêt sans cesse croissant de disposer de valeurs chiffrées.

II est bien connu que la qualité des images "SPECT" et "PET" est dégradée par divers phénomènes physiques. On peut citer l'auto-atténuation des photons, la diffusion dite "Compton", une résolution spatiale limitée et spatialement variante, ainsi que l'effet dit de "volume partiel" ou "EVP".

Dans l'art connu, on a tenté de pallier à ces problèmes et plusieurs procédés et techniques sont aujourd'hui disponibles pour corriger ou, pour le moins, tenter de compenser ces phénomènes.

Classiquement, les corrections nécessaires sont appliquées de manière séquentielle, en considérant qu'il s'agit de phénomènes indépendants les uns des autres.

La présente invention trouve une application particulière dans la correction de l'effet dit "de volume partiel" qui sera appelé ci-après "EVP" dans un but de simplification. En effet, il s'agit du phénomène le plus pénalisant lorsqu'on désire quantifier la radioactivité dans des structures de petite taille, comme les striata précités. Ce phénomène est détaillé, par exemple dans l'article de M. Soret et al., intitulé : "Quantitative accuracy of dopaminergic neurotransmission imaging with (123) SPECT", paru dans "Journal of Nuclear Medicine", 2003, vol. 44(7), pages 1184-1193.

L'EVP est dû à la faible résolution des images (typiquement de 4 à 12 mm, selon le système d'imagerie utilisé) comparée à la taille des volumes des différents tissus dont on veut mesurer la radioactivité. Par exemple, entre un noyau "caudé" et un "putamen", l'espace est proche de 2 mm à certains endroits. De plus, il s'agit de structures de formes aplaties dont l'épaisseur n'est que de quelques millimètres par endroit. Les mesures d'activité dans une de ces structures sont donc influencées par les activités des structures voisines. Le problème est d'autant plus important qu'il existe une différence d'activité importante entre les structures.

Dans l'art connu, diverses approches ont été proposées pour corriger I'EVP. On peut les classer en trois catégories principales: i. Procédés basés sur la détermination d'un coefficient de recouvrement (ou "recovery coefficient" selon la dénomination anglo-saxonne couramment utilisée. A titre d'exemple non limitatif, un tel procédé est décrit dans l'article de E. Hoffman et al, intitulé : "Quantification in Positron emission computed tomography. 1. Effect of object size", paru dans: "Journal of Computer Assisted Tomography", 1979, vol. 3, pages 299-308; ii. Procédés basés sur la modélisation de séries dynamiques temporelles. A titre d'exemple non limitatif, un tel procédé est décrit dans l'article de H. Iida et al, intitulé : "Quantification of regional cerebral blood flow corrected for partial volume effect using 0-15 water and PET: I. Theory, error analysis, and stereologic compararison", paru dans: "Journal of Cerebral Blood Flow & Metabolism", 2000, vol 20(8), pages 1237-1251; et iii. Les procédés utilisant une autre modalité d'imagerie, permettant d'obtenir une information anatomique a priori.

Ces procédés ne sont pas exempts d'inconvénients.

En effet, les procédés du premier type (i.) permettent la prise en compte de l'effet de volume partiel ou "EPV" dans le cas d'objets sphériques, mais ne conviennent pas dans le cas de structures plus ou moins complexes, notamment lorsqu'il s'agit des "striata" précités.

Les procédés du deuxième type (ii.) supposent que l'on dispose d'une série dynamique de données, ce qui n'est pas le cas dans la plupart des études de neurotransmission dopaminergique réalisées à l'équilibre.

Les procédés de correction de I'EVP utilisant une information anatomique a priori (procédés du troisième type iii.) donnent les résultats les plus intéressants.

Certains de ces procédés mettent en oeuvre des algorithmes du type "pixelpar-pixel" ("APA" pour "Anatomically guided Pixel-by-pixel Agorithms", selon la dénomination anglo-saxonne couramment utilisée).

Les algorithmes du type "pixel-par-pixel" consistent en premier lieu à labelliser des images anatomiques segmentées, en attribuant à chaque pixel une valeur arbitraire, suivant la région à laquelle il appartient. On effectue ensuite une convolution sur le volume ainsi défini par la fonction dite "de dispersion ponctuelle" du système imageur utilisé, afin de constituer un modèle anatomique dégradé. Le volume initial est alors divisé, voxel par voxel, par ce modèle anatomique dégradé, de sorte que l'activité volumique présente dans chaque voxel corresponde davantage à la concentration réelle. De façon pratique, ces algorithmes n'ont été utilisés que pour des examens de perfusion cérébrale Pour une explication plus détaillée de ces procédés, on pourra se référer avec profit à l'article de C. Meltzer et al., intitulé : "Correction of PET data for partial volume effects in human cerebral cortex by MR imaging", paru dans: "Journal of Computer Assisted Tomography", 1990, vol. 14(4), pages 561-570.

D'autres procédés mettent en oeuvre des algorithmes basés sur une méthode matricielle.

Ces algorithmes sont aussi basés sur la segmentation d'un volume anatomique à partir d'images "IRM" (Imagerie par résonance magnétique). On effectue une convolution de la référence anatomique ainsi obtenue par la fonction dite "de dispersion ponctuelle", ou "FDP", du système imageur utilisé, afin de pouvoir estimer la contamination des régions entre elles. Cette contamination est modélisée sous la forme d'une matrice, dont chacun des coefficients correspond à la participation de l'activité d'une région à l'activité des autres régions. Il suffit ensuite d'inverser cette matrice pour corriger l'effet de volume partiel.

Pour une explication plus détaillée de ces procédés, on pourra se référer avec profit à l'article de O. Rousset et al, intitulé : "Correction for partial volume effect in PET: principles and validation", paru dans: "Journal of Nuclear Medicine", 1998, vol. 39(5), pages 904-911.

De façon pratique ces algorithmes sont les seuls à être actuellement utilisés pour corriger de manière satisfaisante l'EVP pour la quantification des striata en imagerie de la neurotransmission dopaminergique, que ce soit en "PET" ou "SPECT".

Pour les images de type "PET", on pourra se référer avec profit à l'article de V. Frouin et al., intitulé : "Correction of partial-volume effect for PET stratal imaging: fast implementation and study of robustness.", paru dans "Journal of Nuclear Medicine", 2002, vol. 43(12), pages 1715-1726.

Pour les images de type "SPECT", on pourra se référer avec profit à l'article précité de Soret et al. Toutefois, il est à noter que ces procédés ont été mis en oeuvre sur des objets tests virtuels ou physiques. L'utilisation de ces techniques dans la pratique courante, par exemple en milieu hospitalier, n'a pas encore été publiée.

Le problème qui se pose donc actuellement pour pouvoir effectuer une quantification précise des striata en milieu hospitalier est la prise en compte de l'effet de volume partiel ou "EPV". En effet, cette correction nécessite de disposer d'une information anatomique à haute résolution des structures à quantifier, alors, qu'en général, le patient examiné, soit n'a pas préalablement subi un examen "IRM", soit ses images "IRM" n'ont pas été segmentées de manière à pouvoir isoler les striata.

Par ailleurs, la correction de I'EVP nécessite la connaissance précise de la fonction dite "de dispersion ponctuelle" précitée, liée au système d'imagerie utilisé, ou "FDP" ci-après. Par ailleurs, la correction de I'EVP nécessite la connaissance précise de la fonction de dispersion ponctuelle (FDP) du système d'imagerie. Or, il s'avère que, dans la pratique courante, la calibration d'un système d'imagerie et la mesure de sa FDP après reconstruction, sur un volume en trois dimensions, ci-après dit en "3D", sont généralement effectuées à l'aide d'une source de géométrie simple telle une source ponctuelle ou une source "ligne" comme décrit dans l'article de M. Soret précité. Or, compte tenu de la résolution spatiale (comprise entre 8 et 12 mm en SPECT) et du pas d'échantillonnage (classiquement voisin de 2.5 mm par pixel) il est difficile de déterminer avec précision la FDP. De plus, la convergence des algorithmes itératifs de reconstruction dépend de la complexité de l'objet. La résolution mesurée avec une source ligne peut être assez différente de la résolution en situation clinique. Or, une erreur sur la détermination de la FDP réelle entraîne une correction de I'EVP erronée, et une quantification imprécise. Une méthode de calibration de la chaîne complète de mesure doit donc être mise en oeuvre, de telle manière que cette calibration reflète le plus possible une situation clinique réelle.

L'invention vise à satisfaire les besoins qui se font sentir dans le domaine de la quantification de la radioactivité de structures vivantes de petites dimensions mettant en oeuvre la tomographie par émission et à pallier les inconvénients des procédés de l'art connu, et dont certains viennent d'être rappelés.

Elle permet notamment une correction efficace de l'effet dit "de volume partiel" ou "EVP".

L'invention permet d'effectuer une quantification des striata en imagerie "SPECT" ou "PET", ce en situation réelle, par exemple en milieu hospitalier. L'invention permet effectuer une quantification fiable sans la nécessité de disposer d'images "IRM" ("Imagerie à Résonance Magnétique") segmentées, comme l'exigent certains procédés de l'art connu. L'ensemble de la chaîne de 7o mesure, comprenant un dispositif de détection et un ensemble de traitement des données, est calibré à l'aide d'un objet test représentatif d'une situation clinique réelle.

Selon une caractéristique importante, l'invention utilise un modèle virtuel à haute résolution de striata en 3D, que l'on qualifiera de "déformable".

Ce modèle est utilisé comme forme anatomique a priori pour la correction de l'effet de volume partiel ou EPV. On effectue ensuite une étape de convolution de ce modèle par la FDP de la chaîne de mesure pour obtenir un modèle dit "dégradé" présentant une forme voisine de celle qui devrait être l'image "SPECT" ou "PET" du modèle. Le "modèle dégradé" est ensuite recalé sur des images "SPECT" ou "PET" d'une structure de tissus vivant réel, par exemple celles associées à un patient. Le modèle est alors "déformé" de telle manière que la version dégradée du modèle coïncide au mieux avec l'image des striata en "SPECT" ou "PET". Une matrice de transfert géométrique est obtenue en calculant, pour le modèle déformé, la contribution respective de chaque structure formant le striatum dans des structures voisines du modèle déformé dégradé. Le modèle déformé dégradé et recalé permet de définir des régions d'intérêt sur les images "SPECT" ou "PET". Les activités contenues dans chacune de ces zones sont les activités non corrigées de I'EVP.

La correction de l'EVP est finalement obtenue par multiplication matricielle entre la matrice de transfert géométrique précitée, après inversion, et les valeurs non corrigées.

Dans une variante de réalisation préférentielle, la chaîne de détection et de traitement est calibrée en mettant en oeuvre un objet physique complexe ou objet test qui reproduit au mieux une situation clinique en imagerie des striata. Cet objet test est généralement connu sous la dénomination de "fantôme anthropomorphique". Un tel objet test est fabriqué, à titre d'exemple, par la société : "Radiology Support Devices (RSD)", 1904 East Dominguez St, Long Beach, CA (USA) 90810. H comporte typiquement quatre compartiments, correspondant aux striata, que l'on peut remplir, et un compartiment pour le reste du cerveau. Chaque compartiment est rempli par une quantité connue de radioactivité. L'acquisition des images de cet objet test est effectuée selon le protocole habituel de réalisation des examens de neurotransmission "PET" ou "SPECT". Une tomodensitométrie par rayonnement "X" de ce "fantôme de calibration", puis une segmentation des structures ci-dessus, permettent de connaître la morphologie exacte du "fantôme de calibration". Le résultat de cette segmentation est utilisé en tant que "a priori morphologique" pour la quantification sur les images "SPECT" ou "PET" de ce "fantôme de calibration". De façon pratique, l'étape de calibration consiste à chercher une FDP et un facteur de sensibilité à utiliser dans la correction d'EVP pour restituer au mieux les activités réelles injectées dans le fantôme.

L'invention a donc pour objet principal un procédé de quantification de la radioactivité d'un ensemble de structures de tissus vivant, de façon à déterminer la concentration d'un traceur radioactif dans ces structures de tissus vivant à l'aide d'un système d'imagerie comprenant une chaîne de détection et mettant en oeuvre la tomographie dite par émission, ledit procédé comprenant une étape initiale d'acquisition et de reconstruction d'une pluralité d'images en trois dimensions par ladite chaîne de détection d'imagerie desdites structures vivantes et leur stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire, caractérisé en ce qu'il comprend au moins: - une étape de génération d'un modèle numérique anatomique générique à haute résolution, de forme voisine de celle dudit ensemble de structures vivantes à quantifier, et son stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire; une étape de détermination d'une fonction dite "de dispersion ponctuelle" de ladite chaîne de détection et le stockage de paramètres caractérisant cette fonction sous forme de signaux numériques dans des moyens de mémoire; une étape de convolution dudit modèle générique haute résolution avec les paramètres de ladite fonction de dispersion ponctuelle de manière à obtenir un modèle basse résolution dudit modèle haute résolution et son stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire du résultat de ladite convolution; une étape de recalage entre ladite pluralité d'images en trois dimensions acquises et ledit modèle basse résolution; une étape d'estimation de la correspondance entre ladite pluralité d'images en trois dimensions et ledit modèle basse résolution, suivie d'une étape de test par comparaison avec des valeurs de seuils prédéterminés; en résultat d'un test négatif, des étapes itératives comprenant la déformation dudit modèle numérique anatomique générique à haute résolution, son stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire et la répétition desdites étapes de convolution, de recalage, d'estimation et de test, jusqu'à ce que ledit test soit positif; en résultat d'un test positif, une étape de segmentation dudit modèle basse résolution en régions superposées aux données de ladite pluralité d'images en trois dimensions; une étape de détermination de la radioactivité dans ladite pluralité d'images en trois dimensions dans lesdites régions segmentées et de stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire des résultats de ladite détermination; une étape de détermination d'une matrice dite de transfert géométrique à partir desdits modèles haute et basse résolution et son stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire; une étape d'inversion de ladite matrice de transfert géométrique et de sa multiplication avec lesdites données numériques représentant la radioactivité desdites régions segmentées, de manière à obtenir des données de correction de l'effet dit "de volume partiel" associé aux dites structures de tissus vivants à quantifier; et une étape d'affichage sur une unité de visualisation et/ou de stockage de données de quantification de ladite distribution radioactive au sein desdites structures de tissus vivants.

L'invention va maintenant être décrite de façon plus détaillée en se 10 référant aux dessins annexés, parmi lesquels: - la figure 1 est un diagramme illustrant schématiquement les principales étapes du procédé de l'invention selon un mode de réalisation préféré ; - la figure 2A illustre schématiquement un modèle anatomique 15 utilisé dans le procédé de la figure 1; - les figures 2B et 2C illustrent schématiquement des exemples de déformations du modèle de la figure 2A; - la figure 3 est un digramme illustrant schématiquement les principales étapes de calibration d'une chaîne de détection et de traitement à l'aide d'un objet test; - les figure 4 et 5 sont des exemples de courbes illustrant des étapes du procédé de la figure 1; et - la figure 6 illustre schématiquement une architecture de chaîne complète d'acquisition et de traitement d'images pour la mise en oeuvre du procédé selon l'invention.

Le procédé selon l'invention va maintenant être décrit par référence aux figures 1 à 6.

Sur ces figures, les éléments et/ou étapes identiques portent les mêmes références et ne seront re-décrits qu'en tant que de besoin.

La figure 1 est un diagramme illustrant schématiquement les principales étapes du procédé de l'invention selon un mode de réalisation préféré, ce procédé permettant d'évaluer la radioactivité contenue dans des structures de tissu vivant, c'est-à-dire de la quantifier, à partir des images en 3D, de type "SPECT" ou "PET", par exemple un organe particulier d'un patient, et finalement d'obtenir une correction de I'EVP du système d'imagerie mis en oeuvre.

La première étape, sous la référence 101, consiste à acquérir des images en trois dimensions ou 3D, de structures de tissus vivant, par exemple ceux d'un organe d'un patient, à l'aide d'un système d'imagerie de type "SPECT" ou "PET". Ces images, que l'on appellera "volume SPECT ou PET", sont numérisées et sont stockées dans une mémoire d'un système de traitement de données numériques à programmes enregistrés, par exemple sur un disque dur.

La deuxième étape, 104, consiste en l'application à ces images de corrections en tant que de besoin. Ces corrections, classiques en soi et bien connues de l'Homme de Métier, sont effectuées selon les règles de l'art. Elles concernent certains phénomènes physiques liés à la résolution, l'atténuation, aux artefacts, etc..

En soi, ces deux premières étapes sont communes à l'art connu.

Selon une première caractéristique importante, pour parvenir à la quantification recherchée, le procédé selon l'invention recourt à un modèle numérique anatomique générique à haute résolution (typiquement une résolution inférieure ou égale à 2 mm) de forme voisine de celle de l'organe précité à quantifier. Ce modèle est généré par des moyens informatiques (non représentés) à l'étape référencée 103 et stocké dans une mémoire (par exemple sur le disque dur précité).

A l'étape référencée 102, on détermine la Fonction de Dispersion Ponctuelle ou FDP de la chaîne de détection et de traitement utilisée, c'est-à-dire le système d'imagerie utilisé. Comme précédemment, les paramètres caractérisant la FDP sont stockés sous formes de signaux numériques dans des moyens de mémoire (par exemple sur le disque dur précité). Dans ce qui suit un procédé de détermination de ces paramètres sera explicité en regard

de la description du diagramme de la figure 3.

A l'étape référencée 105, on effectue une convolution du modèle générique haute résolution généré à l'étape 103 avec les paramètres de la FDP déterminés à l'étape 102. Cette étape permet d'obtenir un modèle basse résolution (10 mm environ en SPECT, et 5 mm environ en PET) correspondant à l'image que donnerait le système d'imagerie du modèle haute résolution.

Comme précédemment, le modèle est stocké dans des moyens de mémoire (par exemple sur le disque dur précité). De même, dans ce qui suit, et sauf précision contraire, les résultats des opérations relatives aux étapes successives sont stockés dans des moyens de mémoire, qui peuvent être les mêmes que ceux précédemment signalés ou des moyens autonomes, sans qu'il soit nécessaire de le répéter.

A l'étape 106, un recalage est effectué entre les images acquises à l'étape 103, "SPECT" ou "PET", après corrections éventuelles de l'étape 104, et le modèle basse résolution obtenu à l'étape 105. Ce recalage comporte avantageusement trois translations et trois rotations. La méthode mise en oeuvre pour effectuer ce recalage peut être soit manuelle, soit automatique. Dans le premier cas, on peut avoir recours, par exemple, à une unité de visualisation affichant la progression des recalages successifs et des organes de contrôle (boutons de commandes, etc.) sur lesquels un manipulateur agit.

Dans le second cas, on peut mettre en oeuvre un système de traitement de données numériques à programme enregistré réalisant les opérations, de façon automatique, sous la conduite d'un logiciel spécialisé.

La qualité de la correspondance entre les images "SPECT" ou "PET", éventuellement corrigées, en sortie de l'étape 104, et le modèle basse résolution de l'étape 105, est ensuite estimée à l'étape référencée 107. Cette estimation peut être effectuée, soit automatiquement, de façon classique en soi, en prenant en compte un critère numérique de distance entre les deux images, soit manuellement par observation visuelle.

Dans le premier cas, l'estimation peut être effectuée à l'aide d'un 30 système de traitement de données numériques à programmes enregistrés, réalisant cette opération sous la conduite d'un logiciel spécialisé, par exemple le système mis en oeuvre pour l'étape 106, lorsque cette dernière est réalisée de façon automatique.

Dans le deuxième cas, on peut utiliser également une unité de visualisation.

En fonction du résultat de cette estimation, et selon une caractéristique important du procédé de l'invention, une décision est prise, à l'étape référencée 109, quant à la nécessité (branche référencée "OUI" sur la figure 1) ou non (branche référencée "NON") de déformer le modèle. Cette décision peut être prise en effectuant des comparaisons avec des seuils pré-établis, de façon préférentielle par la mise en oeuvre du système de traitement de données numériques à programmes enregistrés précité.

Dans le cas où la correspondance n'est pas optimale ou pour le moins jugée insuffisante (branche référencée "NON" sur la figure 1), le modèle haute résolution subit une déformation à l'étape référencée 108, selon une des caractéristiques les plus importantes du procédé de l'invention.

Cette déformation peut-être par exemple une translation ou une rotation des images des structures individuelles les unes par rapport aux autres Pour fixer les idées, la figure 2A illustre à titre d'exemple quatre structures référencées 201 à 204, représentant un modèle anatomique très simplifié.

Toujours à titre d'exemple, la figure 2B illustre une première déformation possible du modèle de la figure 2A, à savoir une translation suivant un axe X. Les paires de structures respectives, 201-203, d'une part, et 202-204, d'autre part, sont éloignées les unes des autres pour devenir 205- 207 et 206-208, respectivement.

De même, la figure 2C illustre une deuxième déformation possible du modèle de la figure 2A, à savoir une rotation. Les paires de structures, 201-203 et 202-204, précitées, deviennent 209-211 et 210-212, respectivement, après une rotation des structures 203 et 204 (211 et 212 après rotation) sur un cercle de centre O et de rayon R. D'autres types de déformation sont naturellement possibles, y compris des déformations complexes combinant translations et rotations.

Le modèle déformé remplace alors le modèle haute résolution initial. Ce modèle déformé est stocké dans les moyens de mémoire précités et les étapes précédemment décrites, 105 à 107, sont réitérées, jusqu'à ce qu'une correspondance maximale entre le modèle basse résolution de l'étape 105 et les données "SPECT" ou "PET", éventuellement corrigées, stockées en sortie de l'étape 104.

Comme il a été indiqué, la correspondance est jugée satisfaisante lorsque les différences entre les deux modèles deviennent inférieures à des seuils pré-établis.

Une fois la forme du modèle optimisée (branche référencée "OUI" sur la figure 1), les structures du modèle basse résolution de l'étape 105 sont superposées aux données d'images "SPECT" ou "PET" disponibles en sortie de l'étape 104, de manière à définir des régions d'intérêt sur ces images "SPECT" ou "PET". Cette opération, constituant une segmentation, est réalisée à l'étape référencée 110 et les données caractérisant des régions d'intérêt sont stockées dans des moyens de mémoire.

Ces régions d'intérêt permettent de calculer des activités non corrigées de I'EVP et de stocker les données résultantes. Cette opération est réalisée à l'étape 111.

Une comparaison entre le modèle haute résolution disponible en sortie de l'étape 103, éventuellement déformé à l'étape 108, et le modèle basse résolution disponible en sortie de l'étape 105, permet de déduire une matrice dite de transfert géométrique à l'étape référencée 112 à partir des modèles haute et base résolution.

La correction de I'EVP, réalisée à l'étape référencée 113 est alors effectuée classiquement par multiplication de la matrice de transfert géométrique, après inversion, avec les données non corrigées stockées à l'issu de l'étape 111.

Les résultats, qui peuvent être, soit des rapports d'activité (valeurs relatives) entre zones d'intérêt, soit des activités absolues, sont alors affichés, à l'étape référencée 114, sur une unité de visualisation (nonreprésentée sur la figure 1) et/ou enregistrés dans un fichier (dans les moyens de mémoire précités par exemple) à l'étape référencée 115 (fin du processus), par exemple pour un traitement ultérieur des données obtenues (impression, etc.).

On va maintenant décrire la détermination de la FDP de l'étape 102 selon un mode de réalisation préféré, par référence au diagramme de la figure 3.

Cette détermination est effectuée selon un processus de calibrage qui met en oeuvre un objet test connu généralement sous le terme de "fantôme anthropomorphique", constitué d'un assemblage de divers matériaux, dont les caractéristiques de forme et de densité sont censées reproduire celles des tissus vivants, comme il a été rappelé dans le préambule de la présente description. Les caractéristiques géométriques de ce "fantôme anthropomorphique" sont proches d'une situation clinique réelle.

Cet objet test comporte classiquement plusieurs compartiments pouvant être remplis avec des radioactivités connues différentes. Cette première opération est réalisée à l'étape référencée 301.

L'objet test est placé dans le champ de détection d'une caméra d'imagerie "SPECT" ou "PET" (non représentée). Une acquisition en mode tomographique est réalisée, puis les images acquises sont reconstruites selon les algorithmes de reconstructions classiques et les données correspondantes à ces images stockées dans des moyens de mémoire. Cette deuxième opération est réalisée à l'étape référencée 302.

Le volume reconstruit est alors traité, à l'étape 303, par un processus de quantification conforme à l'invention. Pour ce faire, on exécute les étapes 101 à 114 de la figure 1 du procédé de l'invention. Les seules différences sont les suivantes: - Dans le processus de calibration, le modèle anatomique générique haute résolution de l'étape 103 (figure 1), est remplacé par le modèle anatomique exact de l'objet test réel. De façon avantageuse, ce modèle peut être obtenu par segmentation des images tomodensitométriques "X" de l'objet test.

- Le test d'adéquation entre les données et le modèle (étape 109 de la figure 1) donne toujours une réponse positive (branche "OUI" de la figure 1). La possibilité de déformation du modèle (étape 108) n'est donc pas utilisée. L'étape de comparaison 109 de la figure 1 est donc inutile.

A l'étape référencée 304, un test d'adéquation des résultats de la quantification relative, c'est-à-dire le rapport des radioactivités volumiques des compartiments l'un par rapport à l'autre, permet de savoir si la FDP (disponible en fin de l'étape 102 de la figure 1) utilisée dans le processus de quantification est correcte: branche "OUI" de la figure 3. Cette étape consiste en des comparaisons avec des seuils pré-établis.

Si le résultat de ces comparaisons est négatif (branche "NON" de la o figure 3), la FDP est modifiée et stockée dans des moyens de mémoire à l'étape référencée 305.

L'étape de quantification 303 est ensuite réitérée jusqu'à ce que le test de l'étape 304 devienne positif: branche "OUI".

Un deuxième test, à l'étape référencée 306, permet de savoir si les valeurs absolues d'activité volumique fournies par le processus de quantification (résultats stockés en fin de l'étape 303) sont proches des valeurs réelles d'activité injectées dans le "fantôme anthropomorphique" de l'étape 301: branche "OUI" de la figure 3. Cette étape consiste également en des comparaisons avec des seuils pré-établis.

Si le résultat de ces comparaisons est négatif (branche "NON" de la figure 3), le facteur dit "de sensibilité" de la chaîne de détection est modifié et stocké dans des moyens de mémoire à l'étape référencée 307.

Ensuite, l'étape de quantification 303 est réitérée jusqu'à ce que les valeurs obtenues soient proches de celles attendues (test positif) : branche "OUI" de la figure 3, conduisant à la fin du processus de calibration ou étape 308. Les données ainsi obtenues sont utilisées pour déterminer fonction de dispersion ponctuelle ou FDP.

Le facteur de sensibilité est un facteur de normalisation des données "SPECT" ou "PET" qui peut être utilisé lors de l'étape de correction éventuelle 104 (figure 1), lorsque le processus de quantification (étapes 101 à 115 de la figure 1) est utilisé pour fournir (étape 114 de la figure 1) des valeurs absolues d'activités volumiques.

Le processus de calibration qui vient d'être décrite en regard de la figure 3 garantit la justesse des valeurs de mesure, ce qui permet d'établir des valeurs de normalité indépendantes du système d'acquisition physique utilisé.

Pour fixer les idées, on a représenté sur les figures 4 et 5, deux exemples de séries de courbes: - La figure 4 illustre l'effet de la calibration de la FDP sur les mesures relatives d'activité (courbes des Facteurs de liaisons) : courbes C, à C3. Le facteur de liaison est calculé classiquement par le rapport (S-O)/O où S concerne la concentration radioactive dans une structure du striatum, et O la concentration radioactive dans une zone de référence, ici dans le reste du cerveau. L'abscisse représente les valeurs réelles du facteur de liaison, calculées à partir de la mesure de la radioactivité dans l'objet test à l'aide d'un dosimètre, appelé aussi activimètre, instrument couramment utilisé dans les Services cliniques d'imagerie nucléaire. L'ordonnée représente les valeurs du facteur de liaison mesurées en "SPECT", avec ou sans correction de l'EVP selon le processus de calibration.

- La figure 5 illustre l'effet de la calibration de la FDP et du facteur de sensibilité sur les mesures absolues de la radioactivité dans les différentes structures de l'objet test, exprimées en KBq/ml (courbes des Activités absolues: courbes C', à C'3.) Dans les deux cas, l'indice 1 est associé à des valeurs théoriques idéales, l'indice 2 à des valeurs corrigées et l'indice 3 à des valeurs non corrigées.

Le premier diagramme (figure 4) est utilisé lors de l'étape 304 de la 25 figure 3.

Le deuxième diagramme (figure 5) est utilisé lors de l'étape 306 de la figure 3.

La figure 6 illustre très schématiquement une architecture de système complet d'imagerie 4 permettant la mise en oeuvre du procédé selon l'invention.

Le système d'imagerie 4 comprend une caméra 5, pour l'acquisition d'images "SPECT" ou "PET" d'un tissu T, connecté à un système de traitement de données informatique 6 à programmes enregistrés. Ce dernier comprend des moyens de mémoires, notamment une mémoire de masse, par exemple un ou plusieurs disques durs 61, une unité de visualisation, par exemple un écran cathodique 62, des organes d'entrés de données: un clavier 63, des organes de pointage (souris) 64, et d'autres unités classiques non représentées.

La caméra 5 est une caméra de détection de photons gamma. A titre d'exemple, cette caméra est une caméra dite à scintillation, à détection de coïncidence (en PET) ou sans cette détection (en SPECT). Une telle caméra est classiquement utilisée pour réaliser les examens tomoscintigraphiques dans les Services d'Imagerie Nucléaire.

Les programmes enregistrés dans les moyens de mémoire de masse 61 ou dans d'autres moyens de mémoire (par exemple une mémoire interne à lecture seule ou "ROM", pour "Read Only Memory") comprennent, outre des programmes classiques permettant le bon fonctionnement du système informatique (système d'exploitation standard ou dit "propriétaire", etc.) , des programmes spécifiques à la mise en oeuvre du procédé selon l'invention, comme il a été rappelé lors de la description des étapes du procédé, notamment pour toutes opérations réalisée de façon automatiques..

L'unité de visualisation 62 permet notamment l'affichage des résultats à l'étape 114 de la figure 1.

Les organes d'entrée de données, 63-64, peuvent être utilisés notamment pour saisir des commandes lors de l'étape de recalage 106 (figure 1), si cette dernière est manuelle, en association avec l'unité de visualisation 62 pour afficher les résultats instantanés.

De façon plus générale, ces organes d'entrée de données, 63-64, sont utilisés pour initialiser les processus et saisir des paramètres de configuration.

A la lecture de ce qui précède, on constate aisément que l'invention atteint bien les buts qu'elle s'est fixés.

Sans en répéter tous les avantages, elle permet notamment une très bonne correction de l'effet de volume partiel, ou EVP, en milieu réel, c'est-àdire, par exemple en milieu hospitalier. Elle permet donc une évaluation fiable de la radioactivité de petites structures, c'est-à-dire une quantification de cette activité, sans nécessiter ni un examen "IRM", ni une segmentation d'images "IRM préalables.

Ces avantages sont principalement dus au recours à un modèle déformable, selon l'une des caractéristiques essentielle de l'invention.

II doit être clair cependant que l'invention n'est pas limitée aux seuls exemples de réalisations explicitement décrits, notamment en relation avec les figures 1 à 6.

Claims (7)

REVENDICATIONS

1. Procédé de quantification de la radioactivité d'un ensemble de structures de tissus vivant, de façon à déterminer la concentration d'un traceur radioactif dans ces structures de tissus vivant à l'aide d'un système d'imagerie comprenant une chaîne de détection et mettant en oeuvre la tomographie dite par émission, ledit procédé comprenant une étape initiale d'acquisition et de reconstruction d'une pluralité d'images en trois dimensions par ladite chaîne de détection d'imagerie desdites structures vivantes et leur stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire, caractérisé en ce qu'il comprend au moins: o - une étape de génération d'un modèle numérique anatomique générique à haute résolution (103), de forme voisine de celle dudit ensemble de structures vivantes à quantifier, et son stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire; une étape de détermination d'une fonction dite "de dispersion ponctuelle" (102) de ladite chaîne de détection et le stockage de paramètres caractérisant cette fonction sous forme de signaux numériques dans des moyens de mémoire; une étape de convolution (105) dudit modèle générique haute résolution avec les paramètres de ladite fonction de dispersion ponctuelle, de manière à obtenir un modèle basse résolution dudit modèle haute résolution et son stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire du résultat de ladite convolution; une étape de recalage (106) entre ladite pluralité d'images en trois 25 dimensions acquises et ledit modèle basse résolution; une étape d'estimation (107) de la correspondance entre ladite pluralité d'images en trois dimensions et ledit modèle basse résolution, suivie d'une étape de test (109) par comparaison avec des valeurs de seuils prédéterminés; - en résultat d'un test négatif (NON), des étapes itératives comprenant la déformation (108) dudit modèle numérique anatomique générique à haute résolution, son stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire et la répétition desdites étapes de convolution (105), de recalage (106), d'estimation (107) et de test (109), jusqu'à ce que ledit test soit positif (OUI) ; en résultat d'un test positif (OUI), une étape de segmentation (110) dudit modèle basse résolution en régions superposées aux données de ladite pluralité d'images en trois dimensions; o une étape de détermination (111) de la radioactivité dans ladite pluralité d'images en trois dimensions dans lesdites régions segmentées et de stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire des résultats de ladite détermination; une étape de détermination (112) d'une matrice dite de transfert géométrique à partir desdits modèles haute et basse résolution et son stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire; - une étape d'inversion de ladite matrice de transfert géométrique et de sa multiplication avec lesdites données numériques représentant la radioactivité desdites régions segmentées, de manière à obtenir des données de correction (113) de l'effet dit "de volume partiel" associé aux dites structures de tissus vivants à quantifier; et une étape d'affichage (114) sur une unité de visualisation et/ou de stockage de données de quantification de ladite concentration 25 radioactive au sein desdites structures de tissus vivants.

2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite tomographie par émission de types dits "SPECT" ou "PET" est une imagerie de la neurotransmission dopaminergique et en ce que ledit tissu vivant est composé de structures de petites dimensions dites "striata".

3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite étape de recalage (106) comprend trois opérations de translation et trois opérations de rotation.

4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que ledit recalage (106) est effectué automatiquement par l'intermédiaire d'un système de traitement de données numériques à programme enregistré (6), sous la conduite d'un logiciel spécialisé.

5. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite étape d'estimation de correspondance (107) est effectuée automatiquement à l'aide d'un système de traitement de données numériques à programme enregistré (4), sous la conduire d'un logiciel spécialisé, par utilisation d'un critère numérique de distances entre images.

6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite étape de déformation (108) dudit modèle numérique anatomique générique à haute résolution comprend des opérations de translation et/ou de rotation des images desdites structures de tissus vivant.

7. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que étape de détermination (102) de ladite fonction de dispersion ponctuelle dudit système d'imagerie est réalisé par un processus de calibration de ladite chaîne de détection comprenant au moins: une étape d'obtention d'un objet test dont les caractéristiques en forme et densité sont proches de celles d'un tissus vivant comportant une 20 pluralité de compartiments et le remplissage (301) distinct de ces compartiments par des traceurs de radioactivité de valeur connue; - une étape d'acquisition (302) d'une pluralité d'images en trois dimensions par ladite chaîne de détection d'imagerie desdits compartiments; - une étape de quantification (303) de la radioactivité desdits compartiments comprenant la génération d'un modèle numérique anatomique ayant une forme approchant au mieux la forme réelle desdits compartiments, de détermination de ladite fonction de dispersion ponctuelle, de convolution, de recalage, de segmentation en régions, de détermination de la radioactivité desdites régions, de détermination d'une matrice de transfert géométrique, d'inversion, de 2868544 22 multiplication de matrice et d'affichage et/ou impression de données de quantification de distribution radioactive desdits compartiments, de manière à obtenir des données de correction dudit effet de volume partiel associé aux dits compartiments, et de stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire de ladite quantification; une étape de premier test (304) d'adéquation des résultats d'une quantification relative, comparant les radioactivités volumiques des compartiments l'un par rapport à l'autre, de manière à déterminer si la o dite fonction de dispersion ponctuelle résultant de l'étape de quantification (303) satisfait des critères prédéterminés par comparaison avec des seuils pré-établis; sur un résultat négatif (NON) dudit premier test (304), une étape de modification (305) de ladite fonction de dispersion ponctuelle, de stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire de cette fonction modifiée et de réitération de l'étape de quantification (304) de la radioactivité desdits compartiments, jusqu'à ce que ledit test soit positif (OUI) ; sur un résultat positif (OUI) dudit premier test (304), une étape de deuxième test (306) comparant lesdites valeurs connues de radioactivité desdits compartiments avec des valeurs associées aux dites données de quantification, de manière à déterminer si ces données de quantification satisfont des critères prédéterminés par comparaison avec des seuils pré-établis; - sur un résultat négatif (NON) dudit deuxième test (306), une étape de modification (307) d'un facteur dit "de sensibilité" de ladite chaîne de détection, son stockage sous forme de données numériques dans des moyens de mémoire et de réitération de l'étape de quantification (303) de la radioactivité desdits compartiments, jusqu'à ce qu'à ce que ledit deuxième test (306) soit positif (OUI) ; et sur un résultat positif (OUI) dudit deuxième test (306), une étape de détermination (308) de ladite fonction de dispersion ponctuelle à partir desdites données obtenues à l'issu de ce deuxième test (306).