WO1999045412A1 - Procede de localisation et de selection en energie de photons gamma pour les tomographes a positron - Google Patents

Procede de localisation et de selection en energie de photons gamma pour les tomographes a positron Download PDF

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WO1999045412A1
WO1999045412A1 PCT/FR1999/000451 FR9900451W WO9945412A1 WO 1999045412 A1 WO1999045412 A1 WO 1999045412A1 FR 9900451 W FR9900451 W FR 9900451W WO 9945412 A1 WO9945412 A1 WO 9945412A1
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photomultiplier
circuit
scintillators
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photomultipliers
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PCT/FR1999/000451
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Robert Allemand
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Robert Allemand
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • G—PHYSICS
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    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/202—Measuring radiation intensity with scintillation detectors the detector being a crystal

Definitions

  • the present invention relates to a method of localization and energy selection of gamma photons by means of a plurality of measurement modules arranged around the object to be studied, each comprising a pair of detectors arranged opposite one of the other with the interposition of said object, each detector comprising at least one photomultiplier associated with a plurality of scintillators, to define a first window of temporal coincidence between the instant of detection of a first gamma photon by one of the detectors and the instant detecting a second gamma photon by the other detector, following the annihilation of a positron with an electron from the object to be studied, each disintegration of a positron causing simultaneous emission of two gamma photons in two opposite directions.
  • the detection of a positron is carried out by measuring the temporal coincidence between the two Gamma photons.
  • the object to be studied is constituted by human tissues and the annihilation process occurs between an electron of the tissues and a positron of the positron emitting tracer.
  • This device comprises two detectors (Dl) and (D2) facing each other, respectively comprising rapid scintillators (2a) and (2b) associated with photomultipliers (3a) and (3b).
  • the scintillators convert l the energy of the Gamma photon into light photons and the photomultipliers convert this light into an electrical signal.
  • the latter are electrically connected respectively to high voltage supply means (4a) and (4b), and are also both electrically connected to electronic means (5) for amplification, energy selection and metering, which can be carried out. by those skilled in the art.
  • Photomultipliers also make it possible to define a window of temporal coincidence between the instant of detection of a first Gamma photon by one of the detectors and the instant of detection of the other Gamma photon by the other detector, following the annihilation of a positron by an electron of the object (6) to be explored.
  • this detection method only makes it possible to determine the geometrical place (7) of emission of the positron, place formed by the volume whose axis is that of the two detectors (Dl) and (D2) and whose section is that of the scintillators. It is considered that the probability of presence of the emission point of the positron is constant along this axis.
  • each pair of detectors (D 1, D2) determines the geometrical place of emission of the positron as represented in (7); and the detection of a large number of loci of this type achieves the spatial distribution of positrons in the object by the implementation of reconstruction methods of human-known images of art.
  • detectors such as (Dl, D2)
  • D 1, D2 determines the geometrical place of emission of the positron as represented in (7); and the detection of a large number of loci of this type achieves the spatial distribution of positrons in the object by the implementation of reconstruction methods of human-known images of art.
  • such devices are used in particular for medical applications, the objective of determining the spatial distribution of functional positron emitting tracer previously injected within a body.
  • the two most used scintillator materials for tomography for medical applications are Sodium Iodide (Nal) and Bismuth Germanate (BGO). These are materials chosen essentially for their good detection efficiency, in particular BGO.
  • a third material, Barium Fluoride (BaF 2 ) has also been used: the very rapid response of this material has enabled the design of very high-performance devices, called “time-of-flight tomographs” by man of the 'art. They are characterized by an excellent temporal resolution which makes it possible to determine with a certain geometric precision the place of emission of the positron along the axis of the detectors (Dl, D2), while with the other materials the probability of presence from the place of emission is constant along this axis.
  • the number of pixels is much greater than the number of photomultipliers, that is to say that the accuracy of localization of the gamma photons is much greater than that which would give the dimensions of the photomultipliers.
  • Anger method consists in calculating the location of each gamma photon in the scintillator from the analysis of the amplitude of the electrical signals collected by several photomultipliers, the energy selection being carried out by summing all the signals created by the same event.
  • the analysis of the electrical signals received by several photomultipliers allows the calculation of the barycenter of the light task in the scintillator, which barycenter represents the position of the Gamma photon.
  • the tomograph is constituted by the juxtaposition of detector modules, each module generally being formed by 4 photomultipliers associated with a monoblock scintillator suitably structured by mechanical cut-outs to allow up to 32 or 64 pixels per module to be produced. .
  • the dimensions of each module are limited by BGO crystal pulling technology. It is a powerful but quite expensive solution, reserved until now for clinical research devices.
  • the crystal pulling technology allows the production of large scintillators (50 x 50 cm 2 ).
  • One of the scintillator faces is then entirely lined with photomultipliers (for example with a diameter of 5 cm or a square section with a side of 5 cm) to measure the barycenter of the light task.
  • This solution is less expensive than the previous one and seems better suited to clinical applications of whole body exploration in the field of oncology using a positron emitting tracer commonly called FDG tracer (Fluoro-Desoxy-GIucose).
  • FDG tracer positron emitting tracer
  • Such a known device nevertheless has physical limits linked to the properties of the Nal scintillator.
  • the first limitation is linked to the low metering capacity of this technology. Indeed, for the exploration of the human body, less than 0.5% of the events detected are “true” events. The vast majority of detected events are made up of parasitic events: these are single Gamma photons which do not create temporal coincidence, which temporal coincidence is the only criterion for selecting "true” events. These parasitic effects are known to those skilled in the art. From this consideration, it follows that the counting capacity is a major characteristic of a medical tomograph. However, for a device comprising several large Nal scintillators, the “dead time” for each event is important for two main reasons:
  • the time decay constant of the light in the scintillator is 250 nanoseconds (nsec), which constitutes a first physical limitation of the counting rate of each photomultiplier, a limitation all the greater as this light diffuses over a large area of the scintillator. This is why the scintillator generally receives a special treatment on the face opposite to that coupled to the photomultipliers to reduce the dimensions of the light spot.
  • the second limitation is related to the precision of the temporal coincidence.
  • the temporal response of the scintillator does not allow the duration of the coincidence window to be limited to that required by the dimensions of the object to be studied: given that an nsec. corresponds to a difference in path length of 15 cm for two Gamma photons going at the speed of light and emitted in two opposite directions, the exploration of objects of 45 cm in diameter could be done theoretically with a window of temporal coincidence 3 nsec. This is not the case with Nal because its response time leads to adopt a coincidence window of 10 nsec. about .
  • the rate of unintended coincidences is two to three times higher than that which a faster scintillator would give. This results in a decrease in image contrast.
  • the third major limitation of the NaI solution is linked to its low detection efficiency at 1 1 keV combined with its low counting capacity.
  • Known commercial devices use an energy discrimination generally set at 350 keV, that is to say the lower threshold corresponding to the selection of the photoelectric effect in Nal. This choice is made to reduce the counting rate created by the detection of the parasitic events described above and to correlatively decrease the rate of accidental coincidences, so as to avoid saturating the acquisition electronics with these numerous parasitic events.
  • the choice of the threshold at 350 keV has the consequence of rejecting a large quantity of good events whose energy transferred in the scintillator is situated below the photoelectric threshold of 350 keV.
  • the present invention aims to remedy the drawbacks of devices using BGO, Nal, or "flight time with BaF 2 " materials.
  • a first object of the present invention relates to a new method of localization and energy selection of gamma photons making it possible to associate several scintillators with each photomultiplier without having the drawbacks of the barycenter localization method described above.
  • each scintillator is a material capable of delivering, in response to the detection of a Gamma photon, an emission of light with two components of different wavelengths, and comprising a first component with fast time response and a second component with slow time response.
  • the first component with rapid time response is used to validate the presence of a positron, following the detection of the first and second simultaneous gamma photons, between a first photomultiplier located on one side of the object and a second photomultiplier located from l on the other side of the object, and to make the energy selection of the corresponding Gamma photons.
  • the second component with slow time response is transmitted to one or more scintillators of the photomultipliers adjacent to each of the two photomultipliers of each detection system which has detected the fast component in order to determine the position of the two gamma photons among the scintillators associated with each photomultiplier.
  • the determination of the position of the two photomultipliers is obtained by means of the first window of rapid coincidence, and the determination of the position of the two gamma photons on each photomultiplier is obtained by means of a second time window activated by the end of fast coincidence signal to indicate, after integration, the presence or absence of signal among the adjacent photomultipliers.
  • the second time window provides a digital coding signal representative of the geometric place of emission of the first and second Gamma photons.
  • a second object of the invention consists in producing a device for measuring the spatial distribution of a positron emitting tracer implementing the aforementioned method for the manufacture of positron tomographs.
  • each photomultiplier comprises a first optical filter composed of a quartz window for each photomultiplier, which is transparent both to the ultra violet fast component and to the slow component of the light emitted by the plurality of scintillators associated with each photomultiplier.
  • the scintillators of each photomultiplier comprise, on some or all of their peripheral lateral faces, a second optical filter for exclusively transmitting the component with a slow time response of light to the scintillators of the adjacent photomultipliers.
  • the non-peripheral lateral faces of the scintillators associated with each photomultiplier, as well as the faces of said scintillators on the side opposite to that coupled to each photomultiplier, comprise a light diffuser opaque to the light transmission between the scintillators.
  • the material used to make the scintillators is preferably barium fluoride (BaF 2 ), but any other equivalent material can of course be used.
  • the device is characterized in that: each photomultiplier associated with a plurality of scintillators is connected to an amplifier circuit delivering a signal representative of the first component with rapid response and of the second component with slow time response.
  • a threshold discriminator is connected to the output of each amplifier circuit to detect, after exceeding a predetermined threshold, the first fast component of said signal from any of the photomultipliers.
  • a fast temporal coincidence circuit receives the output signal from the discriminator circuit of the detection system, and the homologous output signal from the opposite detection system.
  • a location circuit receives the output signals from the amplifier circuit, being activated by a fast coincidence end signal from the coincidence circuit.
  • a coding circuit delivers a digital signal representative of the geometrical place of emission of a position.
  • the coding circuit is connected to the output of the location circuit of each detection system, and receives a fast coincidence signal from the fast coincidence circuit to validate the presence of the positron.
  • the location circuit advantageously includes a delay circuit which delays the signals supplied by the amplifier circuit, and a sampling circuit which receives the delayed signals from the delay circuit, and the non-delayed signals from the amplifier circuit, and which delivers to the output signals representative of the location of a scintillator.
  • FIG. 2 is a schematic view made from the input face of the scintillators of a device using a mosaic of four scintillators per photomultiplier;
  • FIG. 3 is a block diagram of the acquisition electronics for performing the location and energy selection of Gamma photons
  • FIG. 4 is the partial block diagram of an embodiment of the acquisition electronics making it possible to perform the same functions as that of Figure 3, but having a better capacity of counting rate;
  • the property used and known to BaF 2 is the emission of simultaneous light in two wavelength ranges as described in document EP-A-69000. These properties are:
  • the implementation of these properties to effect the localization of Gamma photons consists in using a plurality of scintillators per photomultiplier and in adequately filtering the two light emissions of these scintillators to selectively distribute their only slow component on the adjacent photomultipliers. Localization is carried out by decoding the electrical signals of the photomultipliers concerned, and the energy selection is made by the photomultiplier having received the fast UV component. We will call this process: optical filtering method.
  • the photomultiplier 1 1 a is equipped with a quartz window constituting a first optical filter which ensures the transmission of the two light components, and which is optically coupled to four polished BaF 2 scintillators on the oriented face of the side of the photomultiplier, said scintillators being referenced by the pins (12a, 12b, 12c and 12d). Their common side faces (13a, 13b, 13c and 13 d) are completely covered with a light diffuser which prevents the transmission of light between said scintillators.
  • the faces of the scintillators (12a, 12b, 12c and 12d) comprise, on the side opposite to that coupled to the photomultiplier (1a), a light-diffusing coating which is opaque to the transmission of the latter between the scintillators.
  • All the external faces (14a, 14b, 14c and 14d) of the group of four scintillators (12a, 12b, 12c and 12d) are polished and optically coupled by a “high-pass” optical filter whose cut-off frequency is 280 nm scintillators of the four adjacent photomultipliers referenced (1 lb, 1 le, 1 ld and 1 le).
  • the “high pass” filter constitutes a second optical filter which exclusively transmits the slow light component from the four scintillators (12a), (12b), (12c) and (12d) to the scintillators adjacent to them.
  • the scintillator (12a) transmits the slow component created by the detection of a Gamma photon to the three scintillators referenced (15a) and (15b) and (15c).
  • a Gamma photon triggers an electrical signal created by the fast component and by the slow component of light in the photomultiplier associated with the scintillator having detected the Gamma photon.
  • the fast component selected by an amplitude discriminator after amplification, opens a fast coincidence window of 4 nsec. approximately to effect rapid temporal coincidence with another Gamma photon detected by another photomultiplier opposite the first relative to the object to be studied. This first operation makes it possible to determine the two photomultipliers concerned by the detection of a positron.
  • a fast end of coincidence signal triggers the opening of a location circuit which performs integration for 400 nsec.
  • the amplitude discrimination of the amplified signals coming from the photomultipliers adjacent to the photomultiplier having detected the gamma photon is approximately, then the amplitude discrimination of the amplified signals coming from the photomultipliers adjacent to the photomultiplier having detected the gamma photon.
  • the presence or absence of a signal from the adjacent photomultipliers makes it possible to locate the scintillator pixel among the four associated with the photomultiplier concerned.
  • FIG 3 is the block diagram of the acquisition electronics.
  • the detection of a Gamma photon by any of the scintillating pixels (12a), (12b), (12c) or (12d) generates an electrical signal on the photomultiplier (l ia), signal formed by the detection of the two fast and slow light components.
  • the slow component of this same Gamma photon simultaneously creates an electrical signal on two of the four photomultipliers adjacent to the photomultiplier (1 la), for example the photomultipliers (1 lb) and (1 le) for a Gamma photon detected by the scintillator pixel (12a ).
  • Each reference photomultiplier (11) is connected to a fast reference amplifier (16), for example the photomultiplier (l ia) is connected to the amplifier (16a), the photomultiplier (1 lb) to the amplifier (16b) , etc ...
  • the fast component of very short duration (of the order of a nanosecond), generates a short electric pulse of great amplitude; on the other hand, the slow component, of much longer duration (several hundred nanoseconds), generates an electrical pulse of low amplitude since the electrical signal is spread over time.
  • the electrical signal supplied by each amplifier (16a, 16b, 16c, ...) is selected for energy by a rapid amplitude discriminator, all of these discriminators being called subsequently by discriminator circuit (17).
  • Each threshold of the discriminator circuit (17) is adjusted so that only the large amplitude signal created by the fast component of any of the photomultipliers (11) is detected.
  • discriminator (17) are connected to a fast time coincidence circuit (18), the coincidence operation being carried out with the homologous signal (S2) coming from one of the detectors of the detection system (20) opposite to the detection system (19) in relation to the object to be studied.
  • the discriminator circuit (17) simultaneously delivers to the coding circuit (22) a digital signal (S 7) representing the location of the reference photomultiplier (1 1) having detected the first gamma photon.
  • the circuit quick coincidence window (18) is set to a duration of 4 or 5 nsec.
  • the output signal (S3) of the coincidence circuit 18 validates the presence of a positron by the detection of two simultaneous gamma photons between the photomultiplier (l ia) on the one hand, and one of the photomultipliers of the detection system (20) on the other hand, according to the principle described in FIG. 1.
  • the output signal (S3) from the fast coincidence circuit (18) is sent to an encoding circuit (22), which also receives the digital signal (S8), the counterpart of (S 7), representing the location of the one of the photomultipliers of the detection system (20) having detected the second simultaneous gamma photon.
  • the presence of a signal on the two photomultipliers (1 lb) and (l ie) indicates that the detection of the Gamma photon has been carried out by the pixel (12a).
  • the output of the location circuit (21) provides a digital signal (S5) representing the position of the pixel (12a) associated with the photomultiplier (l ia).
  • the signal (S5) is sent to the coding circuit (22), which also receives the signal (S 6), homologous to the signal (S5), coming from a pixel of the detection system (20) opposite to the detection system ( 19) in relation to the object.
  • the location of the geometrical place of emission of a positron is given by the signal (S 12) supplied by the coding circuit (22), which indicates the position of the two pixels having detected two Gamma photons in temporal coincidence and selected in energy. , one by the detection system (19) and the other by the detection system (20). It is clear that the determination of the number of photomultipliers of the detection system (20) which are chosen to be brought into rapid temporal coincidence with a signal detected by one of the photomultipliers (11) of the detection system (19) is a function of the architecture of the tomograph. 11
  • the electronic acquisition mode described above introduces a limitation of the counting rate. Indeed, the time constant of the slow component is 600 nsec. ; at a high counting rate, there is therefore a probability of erroneous localization by the electronic stacking effect of independent events.
  • one solution consists in modifying the location method described above, according to the partial block diagram of the acquisition electronics of FIG. 4.
  • the principle of the method consists in introducing a sampling circuit which makes the difference between the integrated signals for 300 nsec.
  • the weighting consisting in taking into account the effect of light decay of the slow component.
  • the signal resulting from this difference between the two signals is discriminated in amplitude to determine the presence or absence of a signal among the photomultipliers adjacent to the photomultiplier having detected the fast component.
  • the signals (S9, S10, SU %) from the amplifier circuit (16a, 16b, 16c %) are delayed by 300 nsec. by the delay circuit (23).
  • the delayed signals (S14, S 15, S 16 ..) and the same non-delayed signals (S16, S 17, S18 ...) from the amplifier circuit (16a, 16b, 16c ...) are connected to the circuit d 'sampling (24).
  • said non-delayed signals are integrated for a time slightly less than the delay time, for example 280 nsec, from the digital signal (S22) at the end of rapid coincidence; said delayed signals are integrated at the same time from the fast coincidence start digital signal (S23); and the sampling circuit (24) also performs the "weighted" difference between each non-delayed integrated signal, and the corresponding integrated and delayed signal.
  • the output signals (S 19, S20, S21 ...) of the sampling circuit (24) are connected to the output circuit (25) which performs the amplitude discrimination and the digitization of said signals.
  • the digital signals (S5) output from the output circuit (25) are connected to the coding circuit (22).
  • the energy threshold is preferably set at around 150 keV, in order to detect the majority of the good events which have interacted by the Compton effect in any of the scintillators, and thus considerably increase the detection sensitivity.
  • the number of “true” events coinciding with a threshold of 150 keV is 3 times greater than with a threshold set at 350 keV, and this without significant deterioration of the relationship between the rate of “true” events and the rate of total events detected. This choice is possible with the BaF 2 because the mosaic structure of the scintillators allows 12
  • FIG. 5 illustrates another geometrical arrangement of the optical filters between the scintillators.
  • the objective of this arrangement is to increase the level of electronic signal created by the fast and slow components.
  • Each scintillator is coated with a diffusing medium identical to that used for FIG. 2, and arranged on three of its four lateral faces instead of only two faces for FIG. 2. Only the fourth side face has an optical “high-pass” filter identical to that described for FIG. 2 in order to allow the transmission of the slow component to a single adjacent scintillator.
  • the symbolic representation of Figure 5 is identical to that of Figure 2.
  • Each diffusing face is represented by a double line while each face equipped with an optical filter is represented by a single line.
  • the scintillator (32a) is coupled to (33b) associated with the photomultiplier (31e)
  • the scintillator (32b) is coupled to the scintillator ( 34c) associated with the photomultiplier (31b)
  • the scintillator (32c) is coupled to the scintillator (35d) associated with the photomultiplier (31c)
  • the scintillator (32d) is coupled to the scintillator (36a) associated with the photomultiplier (31d).
  • FIG. 5 represents an example of a detector module formed from sixteen photomultipliers.
  • the four photomultipliers with quartz window have a diameter of 25 mm.
  • the face of each scintillator pixel coupled to a photomultiplier has a surface of 12 x 12 mm.
  • the thickness of the scintillator is 20 mm.
  • the geometric arrangement of the diffusing faces and of the optical filters is that described in FIG. 5.
  • Three of the four side faces and the face opposite to that coupled to the photomultiplier have a light-diffusing coating.
  • the fourth side face is fitted with a “high-pass” optical filter, the 13
  • each elementary module is formed by the assembly of two scintillating pixels. The modules are then optically coupled to the photomultipliers according to the geometric arrangement of FIG. 5.
  • a 1 mm tungsten sheet is placed between the elementary modules in order to provide shielding for the scattered radiation.
  • optical filtering method with BaF 2 has significant advantages over the Nal solution:
  • the intrinsic stopping power of BaF 2 is greater than that of Nal, 0.44 and 0.33 respectively for the linear attenuation coefficient at 511 keV.
  • the thickness of BaF 2 scintillator can be chosen greater than that of Nal (respectively 30 mm instead of 25 mm).
  • the modular structure of the BaF 2 makes it possible to design a complete ring or portion of ring device, which reduces the parallax effects compared to those created in a large plane Nal scintillator.
  • the count rate capacity of a BaF 2 device is much higher than that of a Nal device. There are several reasons for this:
  • the stacking effects due to the scattering of light in the scintillator are greater for a large monoblock scintillator like Nal than for juxtaposed modules of BaF 2 .
  • BaF 2 the propagation of light is confined within a small number of scintillating pixels.
  • the rate of accidental coincidences for BaF 2 is approximately two to three times lower than for Nal. This assessment is valid for the medical applications envisaged, the transverse dimension of the "object" not exceeding approximately 40 cm. This is due to the very fast temporal response of BaF 2 compared to that of Nal.
  • the coincidence window is set to 4 or 5 nsec. whereas with Nal, it is set to around 10 nsec. This characteristic results in better image contrast.
  • the modular structure of the BaF 2 offers great freedom in choosing the architecture of the tomograph. This achieves a good match between the design of the detection system and the targeted performance. For example :
  • the spatial resolution is a direct function of the dimensions of the photomultipliers chosen.
  • the sensitivity is directly linked to the number of detection modules.
  • the machine can be made up: either of complete rings, or of sectors of rings.

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Abstract

Procédé de localisation et de sélection en énergie de photons Gamma par une pluralité de détecteurs entourant l'objet émetteur de positons, chaque détecteur comportant un photomultiplicateur (11a, 11b, 11c ...) associé à plusieurs scintillateurs (12a, 12b, 12c ...), pour détecter les photons Gamma d'annihilation des positons. Le scintillateur délivre une émission de lumière dans deux domaines de longueurs d'onde et de réponse temporelle. La composante rapide des scintillateurs (12a, 12b, 12c, 12d) associés à chaque photomultiplicateur (11a, 11b, 11c ...) sert à déterminer la position des deux photomultiplicateurs ayant détecté la simultanéité de deux photons Gamma et à effectuer leur sélection en énergie. La composante lente transmise aux scintillateurs (15a, 15b, ...) des photomultiplicateurs adjacents (11b, 11c, 11d, 11e) à un photomultiplicateur donné (11a) ayant détecté la composante rapide, sert à déterminer la position des deux photons Gamma parmi les scintillateurs (12a, 12b, 12c, 12d) associés à ce photomultiplicateur (11a).

Description

PROCEDE DE LOCALISATION ET DE SELECTION EN ENERGIE DE PHOTONS GAMMA POUR LES TOMOGRAPHES A POSITRON
DOMAINE TECHNIQUE DE L'INVENTION
La présente invention concerne un procédé de localisation et de sélection en énergie de photons Gamma au moyen d'une pluralité de modules de mesure disposés autour de l'objet à étudier , comprenant chacun une paire de détecteurs agencés en regard l'un de l'autre avec interposition dudit objet , chaque détecteur comportant au moins un photomultiplicateur associé à une pluralité de scintillateurs , pour définir une première fenêtre de coïncidence temporelle entre l'instant de détection d'un premier photon Gamma par l'un des détecteurs et l'instant de détection d'un deuxième photon Gamma par l'autre détecteur , suite à l'annihilation d'un positon par un électron de l'objet à étudier , chaque désintégration d'un positon provoquant l'émission simultanée de deux photons Gamma dans deux directions opposées .
ETAT DE LA TECHNIQUE
On sait que la détection d'un positon est effectuée par la mesure de la coïncidence temporelle entre les deux photons Gamma. Dans le cas de la tomographie médicale , l'objet à étudier est constitué par les tissus humains et le processus d'annihilation se produit entre un électron des tissus et un positon du traceur émetteur de positons .
Ce principe connu de la détection de positons est mis en œuvre dans le schéma de la figure 1 , décrit en détail dans le document EP-A- 69000 .
Ce dispositif comprend deux détecteurs (Dl) et (D2) en regard l'un de l'autre , comportant respectivement des scintillateurs rapides(2a) et (2b) associés à des photomultiplicateurs (3a) et (3b) .Les scintillateurs convertissent l'énergie du photon Gamma en photons lumineux et les photomultiplicateurs convertissent cette lumière en un signal électrique . Ces derniers sont électriquement reliés respectivement à des moyens d'alimentation en haute tension (4a) et (4b) , et sont également tous deux reliés électriquement à des moyens électroniques (5) d'amplification , de sélection en énergie et de comptage , réalisables par l'homme de l'art . Les photomultiplicateurs permettent en outre de définir une fenêtre de coïncidence temporelle entre l'instant de détection d'un premier photon Gamma par l'un des détecteurs et l'instant de détection de l'autre photon Gamma par l'autre détecteur , suite à l'annihilation d'un positon par un électron de l'objet (6) à explorer . Ainsi , avec deux détecteurs , cette méthode de détection permet uniquement de déterminer le lieu géométrique (7) d'émission du positon , lieu formé par le volume dont l'axe est celui des deux détecteurs (Dl ) et (D2) et dont la section est celle des scintillateurs. On considère que la probabilité de présence du point d'émission du positon est constante le long de cet axe .
Pour obtenir la distribution spatiale des positons au sein de l'objet 6 , il est nécessaire de disposer autour de l'objet un grand nombre de détecteurs tels que (Dl , D2) . Chaque couple de détecteurs (D 1 ,D2) détermine le lieu géométrique d'émission du positon tel que représenté en (7) ; ainsi la détection d'un très grand nombre de lieux géométriques de ce type permet d'obtenir la distribution spatiale des positons dans l'objet par la mise en œuvre de méthodes de reconstruction d'images connues de l'homme de l'art .De tels dispositifs sont utilisés notamment pour les applications médicales , l'objectif étant de déterminer la distribution spatiale de traceurs fonctionnels émetteurs de positons injectés préalablement au sein d'un organe .
Les deux matériaux scintillateurs les plus utilisés pour la réalisation de tomographes pour applications médicales sont le Iodure de Sodium ( Nal ) et le Germanate de Bismuth ( BGO ) . Ce sont des matériaux choisis essentiellement pour leur bonne efficacité de détection ,en particulier le BGO. Un troisième matériau , le Fluorure de Barium ( BaF2 ) a également été utilisé : la très grande rapidité de réponse de ce matériau a permis la conception d'appareils très performants , appelés « tomographes à temps de vol » par l'homme de l'art . Ils se caractérisent par une excellente résolution temporelle qui permet de déterminer avec une certaine précision géométrique l'endroit d'émission du positon le long de l'axe des détecteurs (Dl, D2) , alors qu'avec les autres matériaux la probabilité de présence de l'endroit d'émission est constante le long de cet axe . Il est connu que cette propriété se caractérise par un accroissement de la sensibilité de détection par rapport à la méthode conventionnelle utilisant comme scintillateur le BGO ou le Nal . Ce matériau a donné lieu à la réalisation de plusieurs appareils de recherche , mais la complexité technologique de ces derniers fait que la méthode n'a pas reçue à ce jour de développement industriel .
La solution la plus évidente pour la conception d'un tomographe serait d'associer un scintillateur par photomultiplicateur , chaque couple scintillateur- photomultiplicateur étant conformé pour réaliser un pixel du système de détection du tomographe , ledit pixel représentant un élément de l'image de la distribution spatiale des positons . Cette solution serait néanmoins trop complexe et trop onéreuse pour la conception d'appareils destinés aux applications cliniques .
Dans tous les dispositifs commerciaux , le nombre de pixels est bien plus grand que le nombre de photomultiplicateurs , c'est à dire que la précision de localisation des photons Gamma est bien supérieure à celle que donneraient les dimensions propres des photomultiplicateurs .
La méthode connue de l'homme de l'art sous l'appellation de « méthode d'Anger » consiste à calculer la localisation de chaque photon Gamma dans le scintillateur à partir de l'analyse de l'amplitude des signaux électriques recueillis par plusieurs photomultiplicateurs , la sélection en énergie étant effectuée par la sommation de tous les signaux créés par un même événement. L'analyse des signaux électriques reçus par plusieurs photomultiplicateurs permet le calcul du barycentre de la tâche lumineuse dans le scintillateur , lequel barycentre représente la position du photon Gamma .
Dans le cas du BGO , le tomographe est constitué par la juxtaposition de modules de détecteurs , chaque module étant généralement formé de 4 photomultiplicateurs associés à un scintillateur monobloc convenablement structuré par des découpes mécaniques pour permettre de réaliser jusqu'à 32 ou 64 pixels par module . Les dimensions de chaque module sont limitées par la technologie de tirage des cristaux de BGO. C'est une solution performante mais assez onéreuse, réservée jusqu'à présent aux appareils de recherche clinique .
Dans le cas du Nal , la technologie de tirage des cristaux permet la réalisation de scintillateurs de grandes dimensions ( 50 x 50 cm2) . L'une des faces du scintillateur est alors entièrement tapissée de photomultiplicateurs ( par exemple de diamètre 5 cm ou de section carrée de 5 cm de côté ) pour effectuer la mesure du barycentre de la tâche lumineuse . Cette solution est moins onéreuse que la précédente et paraît mieux adaptée aux applications cliniques de l'exploration du corps entier dans le domaine de la cancérologie par traceur émetteur de positons appelé couramment traceur FDG (Fluoro-Desoxy-GIucose ). Un tel dispositif connu présente néanmoins des limites physiques liées aux propriétés du scintillateur Nal .
La première limitation est liée à la faible capacité de comptage de cette technologie . En effet , pour l'exploration du corps humain , moins de 0,5 % des événements détectés sont des événements « vrais » . La très grande majorité des événements détectés est constituée d'événements parasites : ce sont des photons Gamma uniques qui ne créent pas de coïncidence temporelle , laquelle coïncidence temporelle est le seul critère de sélection des événements « vrais » . Ces effets parasites sont connus de l'homme de l'art . De cette considération , il résulte que la capacité de comptage est une caractéristique majeure d'un tomographe médical . Or , pour un dispositif comportant plusieurs grands scintillateurs Nal , le temps « mort » pour chaque événement est important pour deux raisons principales:
- d'une part , la constante de temps de décroissance de la lumière dans le scintillateur est de 250 nanosecondes ( nsec ) , ce qui constitue une première limitation physique du taux de comptage de chaque photomultiplicateur , limitation d'autant plus grande que cette lumière diffuse sur une grande surface du scintillateur . C'est pourquoi le scintillateur reçoit généralement un traitement particulier sur la face opposée à celle couplée aux photomultiplicateurs pour réduire les dimensions de la tâche lumineuse . t
- d'autre part , la méthode de localisation par barycentre fait qu'un même événement concerne un grand nombre de photomultiplicateurs .
La seconde limitation est liée à la précision de la coïncidence temporelle . La réponse temporelle du scintillateur ne permet pas de limiter la durée de la fenêtre de coïncidence à celle nécessitée par les dimensions de l'objet à étudier : étant donné qu'une nsec. correspond à une différence de longueur de parcours de 15 cm pour deux photons Gamma allant à la vitesse de la lumière et émis dans deux directions opposées , l'exploration d'objets de 45 cm de diamètre pourrait être faite théoriquement avec une fenêtre de coïncidence temporelle de 3 nsec. Ce n'est pas le cas avec le Nal car son temps de réponse conduit à adopter une fenêtre de coïncidence de 10 nsec. environ . Il en résulte que , dans le cas d'un appareil médical , le taux de coïncidences fortuites est de deux à trois fois plus important que celui que donnerait un scintillateur plus rapide . Cela se traduit par une diminution du contraste d'image .
Enfin , la troisième limitation majeure de la solution Nal est liée à sa faible efficacité de détection à 1 1 keV conjuguée à sa faible capacité de comptage . Les appareils commerciaux connus utilisent une discrimination en énergie réglée généralement à 350 keV , c'est à dire le seuil inférieur correspondant à la sélection de l'effet photoélectrique dans le Nal . Ce choix est fait pour réduire le taux de comptage créé par la détection des événements parasites décrits ci-dessus et diminuer corrélativement le taux de coïncidences fortuites , de manière à éviter de saturer l'électronique d'acquisition par ces nombreux événements parasites . Le choix du seuil à 350 keV a pour conséquence de rejeter une quantité importante de bons événements dont l'énergie cédée dans le scintillateur se situe en dessous du seuil photoélectrique de 350 keV . Il s'agit d'événements « vrais » ayant interagi dans le scintillateur par effet Compton , l'énergie perdue dans le scintillateur étant alors la différence entre 51 1 keV et l'énergie du photon Gamma diffusé dans le scintillateur lui- même . Or , on sait que la section efficace Compton est environ 4 fois plus grande que celle de l'effet photoélectrique . Ainsi , pour un seuil à 100 keV , il a été démontré que l'efficacité de détection pour des photons de 51 1 keV serait environ deux fois plus grande que pour un seuil à 400 keV , c'est à dire quatre fois plus grande pour une détection en coïncidence . Cette évaluation est d'ailleurs en bonne concordance avec des données expérimentales obtenues avec le matériau BaF2 . Pour accroître l'efficacité de détection , une solution serait d'augmenter l'épaisseur du scintillateur qui est généralement de 25 mm . Pour un tomographe médical , cette option n'est pas possible car , compte tenu des dimensions des « objets » , les erreurs de localisation dues aux effets de parallaxe dans un grand scintillateur plan de Nal deviendraient prohibitives .
OBJET DE L'INVENTION
La présente invention a pour objectif de remédier aux inconvénients des dispositifs utilisant les matériaux BGO , Nal , ou « temps de vol avec BaF2 ».
Un premier objet de la présente invention concerne un nouveau procédé de localisation et de sélection en énergie de photons Gamma permettant d'associer plusieurs scintillateurs à chaque photomultiplicateur sans avoir les inconvénients de la méthode de localisation par barycentre décrits ci- dessus .
Le procédé selon l'invention est caractérisé en ce que chaque scintillateur est un matériau apte à délivrer , en réponse à la détection d'un photon Gamma , une émission de lumière à deux composantes de longueurs d'onde différentes , et comportant une première composante à réponse temporelle rapide et une deuxième composante à réponse temporelle lente .
La première composante à réponse temporelle rapide sert à valider la présence d'un positon , suite à la détection du premier et du deuxième photons Gamma simultanés , entre un premier photomultiplicateur situé d'un côté de l'objet et un deuxième photomultiplicateur situé de l'autre côté de l'objet, et à effectuer la sélection en énergie des photons Gamma correspondants . La deuxième composante à réponse temporelle lente est transmise à un ou plusieurs scintillateurs des photomultiplicateurs adjacents à chacun des deux photomultiplicateurs de chaque système de détection ayant détecté la composante rapide afin de déterminer la position des deux photons Gamma parmi les scintillateurs associés à chaque photomultiplicateur . Selon une caractéristique du procédé selon l'invention , la détermination de la position des deux photomultiplicateurs est obtenue au moyen de la première fenêtre de coïncidence rapide , et la détermination de la position des deux photons Gamma sur chaque photomultiplicateur est obtenue au moyen d'une deuxième fenêtre temporelle activée par le signal de fin de coïncidence rapide pour indiquer , après intégration , la présence ou de l'absence de signal parmi les photomultiplicateurs adjacents .
Selon une autre caractéristique du procédé selon l'invention , la deuxième fenêtre temporelle fournit un signal de codage numérique représentatif du lieu géométrique d'émission des premier et deuxième photons Gamma .
Un deuxième objet de l'invention consiste à réaliser un dispositif de mesure de la distribution spatiale d'un traceur émetteur de positons mettant en œuvre le procédé précité pour la fabrication de tomographes à positons .
Selon une caractéristique de l'invention , le dispositif selon l'invention est caractérisé en ce que chaque photomultiplicateur comporte un premier filtre optique composé d'une fenêtre de quartz pour chaque photomultiplicateur , laquelle est transparente à la fois à la composante rapide ultra violette et à la composante lente de la lumière émise par la pluralité de scintillateurs associés à chaque photomultiplicateur .
Les scintillateurs de chaque photomultiplicateur comportent , sur certaines ou sur toutes leurs faces latérales périphériques , un deuxième filtre optique pour transmettre exclusivement la composante à réponse temporelle lente de lumière aux scintillateurs des photomultiplicateurs adjacents .
Les faces latérales non périphériques des scintillateurs associés à chaque photomultiplicateur , ainsi que les faces desdits scintillateurs du côté opposé à celui couplé à chaque photomultiplicateur , comportent un diffuseur de lumière opaque à la transmission de lumière entre les scintillateurs .
Le matériau utilisé pour réaliser les scintillateurs est préférentiellement du fluorure de barium ( BaF2) , mais tout autre matériau équivalent peut bien entendu être utilisé .
Selon un mode de réalisation préférentiel , le dispositif est caractérisé en ce que : - chaque photomultiplicateur associé à une pluralité de scintillateurs est connecté à un circuit amplificateur délivrant un signal représentatif de la première composante à réponse rapide et de la deuxième composante à réponse temporelle lente . - un discriminateur à seuil est connecté à la sortie de chaque circuit amplificateur pour détecter , après dépassement d'un seuil prédéterminé , la première composante rapide dudit signal de l'un quelconque des photomultiplicateurs .
- un circuit de coïncidence temporelle rapide reçoit le signal de sortie du circuit discriminateur du système de détection , et le signal de sortie homologue issu du système de détection opposé .
- un circuit de localisation reçoit les signaux de sortie du circuit amplificateur , en étant activé par un signal de fin de coïncidence rapide issu du circuit de coïncidence .
- et un circuit de codage délivre un signal numérique représentatif du lieu géométrique d'émission d'un positon .
Le circuit de codage est connecté à la sortie du circuit de localisation de chaque système de détection , et reçoit un signal de coïncidence rapide issu du circuit de coïncidence rapide pour valider la présence du positon .
Le circuit de localisation comporte avantageusement un circuit retardateur qui retarde les signaux fournis par le circuit amplificateur, et un circuit d'échantillonnage qui reçoit les signaux retardés issus du circuit retardateur , et les signaux non retardés du circuit amplificateur , et qui délivre au circuit de sortie les signaux représentatifs de la localisation d'un scintillateur .
DESCRIPTION SOMMAIRE DES FIGURES DE DESSINS
D'autres avantages et caractéristiques de l'invention ressortiront plus clairement de la description qui va suivre de deux modes de réalisation donnés à titre d'exemple non limitatifs et représentés aux dessins annexés dans lesquels :
- la figure 1 représente le schéma de principe comme décrit précédemment ;
- la figure 2 est une vue schématique faite depuis la face d'entrée des scintillateurs d'un dispositif utilisant une mosaïque de quatre scintillateurs par photomultiplicateur ;
- la figure 3 est le schéma synoptique de l'électronique d'acquisition permettant d'effectuer la localisation et la sélection en énergie des photons Gamma ;
- la figure 4 est le schéma synoptique partiel d'une réalisation de l'électronique d'acquisition permettant d'effectuer les mêmes fonctions que celle de la figure 3 , mais présentant une meilleure capacité de taux de comptage ;
- la figure 5 est une vue identique de la figure 2 d'une variante de réalisation . DESCRIPTION D'UN MODE DE REALISATION PREFERENTIEL
La propriété utilisée et connue du BaF2 est l'émission de lumière simultanée dans deux domaines de longueurs d'onde telle qu'elle est décrite dans le document EP-A-69000 . Ces propriétés sont les suivantes :
- une composante très rapide ( temps de décroissance 0,8 nsec. ) dans l'ultra violet ( UV ) à environ 225 nanomètres ( nm) et formée d'environ 800 photons .
- une composante beaucoup plus lente ( temps de décroissance de 600 nsec. ) située au début du spectre visible ( émission centrée sur 320 nm ) et quatre fois plus intense que la précédente ( environ 3200 photons ) .
On sait par ailleurs que seule une fenêtre de quartz est transparente pour la composante UV à 225 nm et qu'une fenêtre en verre « clair » ordinaire assure uniquement la transmission de la composante lente à 320 nm .
Ainsi , la mise en œuvre de ces propriétés pour effectuer la localisation de photons Gamma consiste à utiliser une pluralité de scintillateurs par photomultiplicateur et à filtrer convenablement les deux émissions de lumière de ces scintillateurs pour répartir sélectivement leur seule composante lente sur les photomultiplicateurs adjacents . La localisation est effectuée par le décodage des signaux électriques des photomultiplicateurs concernés , et la sélection en énergie est faite par le photomultiplicateur ayant reçu la composante rapide UV . Nous appellerons ce procédé : méthode de filtrage optique .
En référence à la figure 2 , le photomultiplicateur 1 1 a est équipé d'une fenêtre de quartz constituant un premier filtre optique qui assure la transmission des deux composantes lumineuses , et qui est couplé optiquement à quatre scintillateurs BaF2 polis sur la face orientée du côté du photomultiplicateur lesdits scintillateurs étant référencés par les repères (12a , 12b , 12c et 12d) . Leurs faces latérales communes (13a , 13b , 13c et 13 d) sont totalement recouvertes d'un diffuseur de lumière qui empêche la transmission de la lumière entre lesdits scintillateurs . Les faces des scintillateurs (12a, 12b , 12c et 12d) comportent , sur le côté opposé à celui couplé au photomultiplicateur (1 la) , un revêtement diffuseur de la lumière qui est opaque à la transmission de cette dernière entre les scintillateurs . Toutes les faces externes (14a , 14b , 14c et 14d) du groupe des quatre scintillateurs (12a , 12b , 12c et 12d) sont polies et couplées optiquement par un filtre optique « passe-haut » dont la fréquence de coupure est de 280 nm aux scintillateurs des quatre photomultiplicateurs adjacents référencés (1 lb , 1 le , 1 ld et 1 le) . Le filtre « passe-haut » constitue un deuxième filtre optique qui assure exclusivement la transmission de la composante lente de lumière des quatre scintillateurs (12a) , (12b) , (12c) et (12d) aux scintillateurs adjacents à ces derniers . Par exemple , le scintillateur (12a) transmet la composante lente créée par la détection d'un photon Gamma aux trois scintillateurs référencés (15a) et (15b) et (15c) .
Le principe de la localisation d'un photon Gamma dans un pixel scintillateur est le suivant : un photon Gamma déclenche un signal électrique créé par la composante rapide et par la composante lente de lumière dans le photomultiplicateur associé au scintillateur ayant détecté le photon Gamma . La composante rapide , sélectionnée par un discriminateur d'amplitude après amplification , ouvre une fenêtre de coïncidence rapide de 4 nsec. environ pour effectuer la coïncidence temporelle rapide avec un autre photon Gamma détecté par un autre photomultiplicateur en regard du premier par rapport à l'objet à étudier . Cette première opération permet de déterminer les deux photomultiplicateurs concernés par la détection d'un positon . Un signal de fin de coïncidence rapide déclenche l'ouverture d'un circuit de localisation qui effectue l'intégration pendant 400 nsec. environ , puis la discrimination d'amplitude des signaux amplifiés issus des photomultiplicateurs adjacents au photomultiplicateur ayant détecté le photon Gamma . La présence ou l'absence de signal issu des photomultiplicateurs adjacents permet de localiser le pixel scintillateur parmi les quatre associés au photomultiplicateur concerné .
La figure 3 est le schéma synoptique de l' électronique d'acquisition .La détection d'un photon Gamma par l'un quelconque des pixels scintillateurs (12a) , (12b) , (12c) ou (12d) engendre un signal électrique sur le photomultiplicateur (l ia) , signal formé par la détection des deux composantes lumineuses rapide et lente . La composante lente de ce même photon Gamma crée simultanément un signal électrique sur deux des quatre photomultiplicateurs adjacents au photomultiplicateur (1 la) , par exemple les photomultiplicateurs (1 lb) et (1 le) pour un photon Gamma détecté par le pixel scintillateur (12a) . Chaque photomultiplicateur de référence (11) est connecté à un amplificateur rapide de référence (16) , par exemple le photomultiplicateur (l ia) est connecté à l'amplificateur (16a) , le photomultiplicateur (1 lb) à l'amplificateur (16b) , etc ... La composante rapide, de très courte durée (de l'ordre d'une nanoseconde ), engendre une impulsion électrique brève de grande amplitude ; par contre , la composante lente, de durée beaucoup plus longue ( plusieurs centaines de nanosecondes ), engendre une impulsion électrique de faible amplitude puisque le signal électrique est étalé dans le temps . Le signal électrique fourni par chaque amplificateur (16a , 16b , 16c , ...) est sélectionné en énergie par un discriminateur rapide d'amplitude , l'ensemble de ces discriminateurs étant appelé par la suite par circuit discriminateur (17) . Chaque seuil du circuit discriminateur (17) est réglé pour que seul soit détecté le signal de grande amplitude créé par la composante rapide de l'un quelconque des photomultiplicateurs (11) . Les signaux électriques de sortie (S I) du circuit 10
discriminateur (17) sont connectés à un circuit de coïncidence temporelle rapide (18), l'opération de coïncidence étant effectuée avec le signal homologue (S2) issu de l'un des détecteurs du système de détection (20) opposé au système de détection (19) par rapport à l'objet à étudier . Le circuit discriminateur (17) délivre simultanément au circuit de codage (22) un signal numérique (S 7) représentant la localisation du photomultiplicateur de référence (1 1) ayant détecté le premier photon Gamma . La fenêtre de coïncidence rapide du circuit (18) est réglée à une durée de 4 ou 5 nsec. Dans l'exemple choisi , le signal de sortie (S3) du circuit de coïncidence 18 valide la présence d'un positon par la détection de deux photons Gamma simultanés entre le photomultiplicateur (l ia) d'une part , et l'un des photomultiplicateurs du système de détection (20) d'autre part , selon le principe décrit sur la figure 1 . Le signal de sortie (S3) du circuit de coïncidence rapide (18) est envoyé à un circuit de codage (22) , lequel reçoit aussi le signal numérique (S8) , l'homologue de (S 7) , représentant la localisation de l'un des photomultiplicateurs du système de détection (20) ayant détecté le deuxième photon Gamma simultané . Reste alors à déterminer le pixel ayant détecté le photon Gamma parmi les quatre pixels scintillateurs couplés au photomultiplicateur (l ia) . Cette fonction est réalisée par le circuit de localisation (21 ) dont l'ouverture de la fenêtre d'intégration du signal est commandée par le signal (S4) de fin de coïncidence rapide issu du circuit de coïncidence rapide (18) et dont l'entrée est connectée à chacune des sorties des amplificateurs (16a , 16b , 16c , ...) . Chaque signal électrique issu des amplificateurs (16a , 16b , 16c , ...) représentant la composante lente est intégré dans le circuit de localisation (21) pendant environ 400 nsec. Chaque signal ainsi intégré est discriminé en amplitude pour déterminer la présence ou l'absence de signal parmi les photomultiplicateurs adjacents au photomultiplicateur (l ia) . Dans l'exemple choisi , la présence d'un signal sur les deux photomultiplicateurs (1 lb) et (l ie) indique que la détection du photon Gamma a été effectuée par le pixel (12a). La sortie du circuit de localisation (21) fournit un signal numérique (S5) représentant la position du pixel (12a) associé au photomultiplicateur (l ia) . Le signal (S5) est envoyé au circuit de codage (22) , lequel reçoit aussi le signal (S 6) , homologue du signal (S5) , issu d'un pixel du système de détection (20) opposé au système de détection (19) par rapport à l'objet . La localisation du lieu géométrique d'émission d'un positon est donnée par le signal (S 12) fourni par le circuit de codage (22) , lequel indique la position des deux pixels ayant détecté deux photons Gamma en coïncidence temporelle et sélectionnés en énergie , l'un par le système de détection (19) et l'autre par le système de détection (20) . Il est clair que la détermination du nombre de photomultiplicateurs du système de détection (20) qui sont choisis pour être mis en coïncidence temporelle rapide avec un signal détecté par l'un des photomultiplicateurs (11) du système de détection (19) est fonction de l'architecture du tomographe . 11
Le mode d'acquisition électronique décrit ci-dessus introduit une limitation du taux de comptage . En effet , la constante de temps de la composante lente est de 600 nsec. ; à taux de comptage élevé , il existe donc une probabilité de localisation erronée par effet d'empilement électronique d'événements indépendants . Pour éviter cet inconvénient , une solution consiste à modifier la méthode de localisation décrite ci-dessus, selon le schéma synoptique partiel de l'électronique d'acquisition de la figure 4 . Le principe du procédé consiste à introduire un circuit d'échantillonnage qui effectue la différence entre les signaux intégrés pendant 300 nsec. environ issus des amplificateurs (16a , 16b , 16c.) mesurés à partir du signal numérique de fin de coïncidence rapide d'une part , et les signaux intégrés et « pondérés » pendant la même durée précédant le signal numérique de début de coïncidence rapide d'autre part , la pondération consistant à prendre en compte l'effet de décroissance lumineuse de la composante lente . Le signal issu de cette différence entre les deux signaux est discriminé en amplitude pour déterminer la présence ou l'absence de signal parmi les photomultiplicateurs adjacents au photomultiplicateur ayant détecté la composante rapide . Pour réaliser cette fonction , les signaux (S9 , S10 , SU...) issus du circuit amplificateur (16a , 16b , 16c ...) sont retardés de 300 nsec. par le circuit retardateur (23) . Les signaux retardés (S14 , S 15 , S 16 ..) et les mêmes signaux non retardés (S16 , S 17 , S18 ...) issus du circuit amplificateur (16a , 16b , 16c ...) sont connectés au circuit d'échantillonnage (24) . Dans ce circuit (24) , lesdits signaux non retardés sont intégrés pendant un temps légèrement inférieur au temps de retard , par exemple 280 nsec, à partir du signal numérique (S22) de fin de coïncidence rapide ; lesdits signaux retardés sont intégrés pendant le même temps à partir du signal numérique (S23) de début de coïncidence rapide ; et le circuit d'échantillonnage (24) effectue aussi la différence « pondérée » entre chaque signal intégré non retardé , et le signal correspondant intégré et retardé . Les signaux de sortie (S 19 , S20 , S21 ...) du circuit d'échantillonnage (24) sont connectés au circuit de sortie (25) qui effectue la discrimination d'amplitude et la numérisation desdits signaux. Les signaux numériques (S5) de sortie du circuit de sortie (25) sont connectés au circuit de codage (22) .
Le seuil en énergie est réglé de préférence à 150 keV environ , afin de détecter la majorité des bons événements ayant interagi par effet Compton dans l'un quelconque des scintillateurs , et accroître ainsi considérablement la sensibilité de détection . Par exemple , dans une réalisation particulière , il a été mesuré que le nombre d'événements « vrais » en coïncidence avec un seuil de 150 keV est 3 fois plus grand qu'avec un seuil réglé à 350 keV , et cela sans détérioration notable du rapport entre le taux d'événements « vrais » et le taux d'événements total détectés. Ce choix est possible avec le BaF2 car la structure en mosaïque des scintillateurs autorise des 12
taux de comptage beaucoup plus élevés qu'avec un scintillateur Nal de grande surface ; en effet , le temps « mort » de 600 nsec. créé par la détection de chaque photon Gamma concerne uniquement ceux qui ont donné lieu à une coïncidence rapide , c'est à dire moins de 1 % du nombre d'événements détectés . Cette capacité de comptage importante du BaF2 permet ainsi d'obtenir une bonne efficacité de détection par le choix d'un seuil réglé à basse énergie ; cette considération représente une différence majeure entre les deux méthodes BaF2 et Nal .
La figure 5 illustre une autre disposition géométrique des filtres optiques entre les scintillateurs . L'objectif de cette disposition est d'accroître le niveau de signal électronique créé par les composantes rapide et lente . Chaque scintillateur est revêtu d'un milieu diffuseur identique à celui utilisé pour la figure 2 , et agencé sur trois de ses quatre faces latérales au lieu de seulement deux faces pour la figure 2 . Seule la quatrième face latérale possède un filtre optique « passe-haut » identique à celui décrit pour la figure 2 afin de permettre la transmission de la composante lente à un seul scintillateur adjacent . La représentation symbolique de la figure 5 est identique à celle de la figure 2 . Chaque face diffusante est représentée par un double trait alors que chaque face équipée d'un filtre optique est représentée par un unique trait . Ainsi , pour le photomultiplicateur (31a) associé aux quatre scintillateurs (32a , 32b , 32c et 32d) , le scintillateur (32a) est couplé au (33b) associé au photomultiplicateur (31e) , le scintillateur (32b) est couplé au scintillateur (34c) associé au photomultiplicateur (31b) , le scintillateur (32c) est couplé au scintillateur (35d) associé au photomultiplicateur (31c) , et le scintillateur (32d) est couplé au scintillateur (36a) associé au photomultiplicateur (31d) . Pour faciliter la compréhension du dispositif , les doubles flèches représentées sur une partie de la mosaïque de scintillateurs indiquent la disposition géométrique des filtres optiques . La figure 5 représente un exemple de module de détecteurs formé de seize photomultiplicateurs . On observe l'absence de scintillateurs dans les quatre angles du module car l'identification du scintillateur qui serait situé dans chaque angle ne peut pas être effectuée avec cette disposition géométrique des filtres optiques. Dans une réalisation particulière , les quatre photomultiplicateurs à fenêtre de quartz ont un diamètre de 25 mm . La face de chaque pixel scintillateur couplée à un photomultiplicateur a une surface de 12 x 12 mm . L'épaisseur du scintillateur est de 20 mm . La disposition géométrique des faces diffusantes et des filtres optiques est celle décrite dans la figure 5 . Trois des quatre faces latérales ainsi que la face opposée à celle couplée au photomultiplicateur comportent un revêtement diffuseur de la lumière . La quatrième face latérale est équipée d'un filtre optique « passe-haut » dont la 13
fréquence de coupure est de 280 nm environ . Mécaniquement , chaque module élémentaire est formé par l'assemblage de deux pixels scintillateurs . Les modules sont ensuite couplés optiquement aux photomultiplicateurs selon la disposition géométrique de la figure 5 . Dans une seconde réalisation , une feuille de tungstène de 1 mm est disposée entre les modules élémentaires afin d'assurer un blindage pour le rayonnement diffusé .
L'homme de l'art peut imaginer d'autres arrangements de pixels scintillateurs et de photomultiplicateurs mettant en œuvre la méthode de filtrage optique selon l'invention , ou combiner la méthode de filtrage optique selon l'invention avec la méthode classique du barycentre , ou utiliser un matériau scintillateur autre que le BaF2 présentant la propriété d'une émission de lumière à deux longueurs d'onde différentes .
Ainsi , la méthode de filtrage optique avec BaF2 présente des avantages importants par rapport à la solution Nal :
L'efficacité de détection en coïncidence du BaF2 avec un seuil en énergie de 150 KeV est bien supérieure à celle du Nal avec un seuil de 350 KeV , ce choix du seuil pour le Nal étant destiné à limiter le taux de comptage global comme il a été décrit ci-dessus . Ce gain en efficacité de détection se traduit par une meilleure sensibilité , et l'on sait que la sensibilité est une caractéristique essentielle de ce type de machine . Pour l'application médicale envisagée , l'augmentation de sensibilité peut être mise à profit , soit pour réduire le temps d'examen , soit pour obtenir une meilleure qualité d'image diagnostique . Ce gain en efficacité de détection est dû à plusieurs facteurs :
- D'une part , le pouvoir d'arrêt intrinsèque du BaF2 est supérieur à celui du Nal, respectivement 0,44 et 0,33 pour le coefficient d'atténuation linéaire à 511 keV .
- D'autre part , à résolution spatiale donnée , l'épaisseur de scintillateur BaF2 peut être choisie plus grande que celle du Nal ( respectivement 30 mm au lieu de 25 mm ) . En effet , la structure modulaire du BaF2 permet de concevoir un dispositif en anneau complet ou portion d'anneau , ce qui réduit les effets de parallaxe par rapport à ceux créés dans un grand scintillateur plan de Nal .
- Enfin , et c'est le point essentiel , le choix d'un seuil en énergie beaucoup plus bas avec le BaF2 accroît considérablement la sensibilité du dispositif . Cette seule différence sur le choix du seuil se traduit par un gain de sensibilité en coïncidences d'un facteur 3 environ .
La capacité en taux de comptage d'un dispositif BaF2 est bien supérieure à celle d'un dispositif Nal . A cela , il y a plusieurs raisons :
- D'une part , la détection et la localisation d'un événement avec le BaF2 ne concerne qu'un très petit nombre de photomultiplicateurs ; alors qu'avec le Nal , chaque événement concerne un grand nombre de photomultiplicateurs pour effectuer la mesure du barycentre de la tâche lumineuse . 14
- D'autre part , les effets d'empilements dus à la diffusion de la lumière dans le scintillateur sont plus importants pour un grand scintillateur monobloc comme le Nal que pour des modules juxtaposés de BaF2 . Avec le BaF2 , la propagation de la lumière est confinée au sein d'un petit nombre de pixels scintillateurs . Le taux de coïncidences fortuites pour le BaF2 est environ deux à trois fois plus faible que pour le Nal .Cette évaluation vaut pour les applications médicales envisagées , la dimension transversale de « l'objet » ne dépassant pas 40 cm environ . Cela est dû à la très grande rapidité de réponse temporelle du BaF2 comparée à celle du Nal . Avec le BaF2 , la fenêtre de coïncidence est réglée à 4 ou 5 nsec. alors qu'avec le Nal , elle est réglée à environ 10 nsec. Cette caractéristique se traduit par un meilleur contraste d'image .
La structure modulaire du BaF2 offre une très grande liberté pour le choix de l' architecture du tomographe . Cela permet d'atteindre une bonne adéquation entre la conception du système de détection et les performances visées . Par exemple :
- la résolution spatiale est directement fonction des dimensions des photomultiplicateurs choisis .
- la sensibilité est directement liée au nombre de modules de détection .
- la machine peut être constituée : soit d'anneaux complets , soit de secteurs d'anneaux .
L'étude de l'optimisation du couple performances / prix montre qu'il peut être avantageux :
- d'utiliser un échantillonnage spatial dans les deux directions transverse et axiale à l'aide de deux mouvements mécaniques du système de détection , cela avec l'objectif d'accroître la résolution spatiale . Ce procédé est connu de l'homme de l'art .
- d'augmenter la sensibilité du système en choisissant une architecture en secteur d'anneau plutôt qu'en anneau complet , l'ensemble du système de détection étant animé d'un mouvement de rotation . Ce procédé est connu de l'homme de l'art ; il a été montré que , à nombre de détecteurs donné , l'architecture sectorielle offre une meilleure sensibilité que la géométrie en anneau complet . Le BaF2 présente une excellente résolution temporelle qui permet d'effectuer la mesure du « temps de vol » moyennant l'utilisation d'une électronique d'acquisition appropriée . Il est connu que cette option technologique permet d'accroître la sensibilité des tomographes .

Claims

15REVENDICATIONS
1. Procédé de localisation et de sélection en énergie de photons Gamma au moyen d'une pluralité de modules de mesure (MM) disposés autour de l'objet (6) à étudier , comprenant chacun une paire de détecteurs (Dl , D2) agencés en regard l'un de l'autre avec interposition dudit objet , chaque détecteur comportant au moins un photomultiplicateur ( l ia , 11b , l ie ... ; 31 a , 3 lb , 31c ... ) associé a une pluralité de scintillateurs ( 12a , 12b , 12c ... ; 32a , 32b , 32c ...) pour définir une première fenêtre de coïncidence temporelle entre l'instant de détection d'un premier photon Gamma par l'un des détecteurs (Dl) , et l'instant de détection d'un deuxième photon Gamma par l'autre détecteur (D2), suite à l'annihilation d'un positon par un électron de l'objet à étudier , chaque désintégration d'un positon provoquant l'émission simultanée de deux photons Gamma dans deux directions opposées , caractérisé en ce que :
- on utilise pour chaque scintillateur un matériau apte à délivrer , en réponse à la détection d'un photon Gamma , une émission de lumière à deux composantes de longueurs d'onde différentes , et comprenant une première composante à réponse temporelle rapide , et une deuxième composante à réponse temporelle lente ,
- la première composante à réponse temporelle rapide sert à valider la présence d'un positon , suite à la détection du premier et du deuxième photons Gamma simultanés , entre un photomultiplicateur prédéterminé du premier système de détection (19) , et un des photomultiplicateurs en regard du deuxième système de détection (20) , et à effectuer la sélection en énergie des photons Gamma correspondants ,
- la deuxième composante à réponse temporelle lente est transmise à au moins un scintillateur des photomultiplicateurs adjacents à chacun des deux photomultiplicateurs de chaque système de détection (19 , 20) ayant détecté la composante rapide , afin de déterminer la position des deux photons Gamma parmi les scintillateurs associés à chaque photomultiplicateur .
2. Procédé de localisation et de sélection en énergie selon la revendication 1 , caractérisé en ce que la détermination de la position des deux photomultiplicateurs est obtenue au moyen d'une première fenêtre de coïncidence rapide (18) et que la détermination de la position des deux photons Gamma sur chaque photomultiplicateur est obtenue au moyen d'une deuxième fenêtre temporelle (21) activée par un signal de fin de coïncidence rapide (S4) pour indiquer , après intégration , la présence ou l'absence de signal parmi le ou les photomultiplicateurs adjacents . 16
3. Procédé de localisation et de sélection en énergie selon la revendication 2 , caractérisé en ce que la deuxième fenêtre temporelle (21) fournit un signal de codage numérique (S 5) représentatif du lieu géométrique d'émission des premier et deuxième photons Gamma .
4. Dispositif de mesure de la distribution spatiale d'un traceur émetteur de positons, mettant en œuvre le procédé précité pour la fabrication de tomographes à positons selon l'une des revendications 1 à 3 , caractérisé en ce que chaque détecteur (Dl, D2) comporte un premier filtre optique composé d'une fenêtre de quartz sur chaque photomultiplicateur (11) , ladite fenêtre étant transparente à la fois à la première composante à réponse temporelle rapide ultra violette , et à la deuxième composante à réponse temporelle lente de la lumière émise par lesdits des scintillateurs (12) associés à chaque photomultiplicateur (11) .
5. Dispositif de mesure de la distribution spatiale d'un traceur émetteur de positons selon la revendication 4 , caractérisé en ce que les scintillateurs ( 12a , 12b , 12c , 12d ... ; 32a , 32b , 32c , 32d ... ) de chaque photomultiplicateur (l ia, 1 lb, 1 le ... ; 31a , 31b , 31c ... ) comportent un deuxième filtre optique (14a , 14b , 14c , 14d ) agencé sur au moins une face latérale périphérique , de manière à transmettre exclusivement la deuxième composante à réponse temporelle lente de lumière à au moins un scintillateur des photomultiplicateurs adjacents .
6. Dispositif de mesure de la distribution spatiale d'un traceur émetteur de positons selon la revendication 4 ou 5 , caractérisé en ce que les faces latérales non périphériques ( 13a , 13b , 13c , 13d ) des scintillateurs ( 12a , 12b , 12c , 12d) associés à chaque photomultiplicateur , ainsi que les faces desdits scintillateurs du côté opposé à celui couplé à chaque photomultiplicateur , comportent un diffuseur de lumière opaque à la transmission de lumière entre lesdits scintillateurs .
7. Dispositif de mesure de la distribution spatiale d'un traceur émetteur de positons selon la revendication 4 , caractérisé en ce que le matériau utilisé pour réaliser les scintillateurs est préférentiellement du fluorure de barium (BaF2) .
8. Dispositif de mesure de la distribution spatiale d'un traceur émetteur de positons selon les revendications 4 à 7 , caractérisé en ce que : - chaque photomultiplicateur ( 1 la , 1 lb , 1 le ...; 3 la , 3 lb , 3 le ..) associé à une pluralité de scintillateurs ( 12a , 12b , 12c ...; 32a , 32b , 32c ..) est connecté à un circuit amplificateur ( 16a , 16b , 16c ...) 17
délivrant un signal représentatif de la première composante à réponse rapide et de la deuxième composante à réponse temporelle lente ,
- un circuit discriminateur (17) à seuil est connecté à la sortie de chaque circuit amplificateur ( 16a , 16b , 16c ...) pour détecter , après dépassement d'un seuil prédéterminé , la première composante rapide dudit signal de l'un quelconque des photomultiplicateurs ( 11 , 31 ) ,
- un circuit de coïncidence temporelle rapide (18) reçoit le signal de sortie (SI) du circuit discriminateur (17) du système de détection (19) , et le signal de sortie (S2) homologue de (S 1) , issu du système de détection (20) opposé ,
- un circuit de localisation (21) reçoit les signaux de sortie (S9 , S 10 , SU ...) du circuit amplificateur ( 16a , 16b , 16c ...) , en étant activé par un signal de fin de coïncidence rapide S4 issu du circuit de coïncidence (18) . - et un circuit de codage (22) délivre un signal numérique (S 12) représentatif du lieu géométrique d'émission d'un positon .
9. Dispositif de mesure de la distribution spatiale d'un traceur émetteur de positons selon la revendication 8 caractérisé en ce que le circuit de codage (22) est connecté à la sortie du circuit de localisation (21) de chaque système de détection (19 , 20 ) , et reçoit un signal ( S3) de coïncidence rapide issu du circuit de coïncidence rapide (18) pour valider la présence du positon .
10. Dispositif de mesure de la distribution spatiale d'un traceur émetteur de positons selon la revendication 8 caractérisé en ce que le circuit de localisation (21) comporte :
- un circuit retardateur (23) qui retarde les signaux de sortie (S 9 , S 10 , SU...) fournis par le circuit amplificateur (16a , 16b, 16c ...) ,
- un circuit d'échantillonnage (24) qui reçoit les signaux retardés (S 13 , S 14 , S 15 ...) issus du circuit retardateur (23) , et les signaux non retardés
(S16 , S17 , S18 ...) du circuit amplificateur ( 16a , 16b , 16c ...) ,
- et un circuit de sortie (25) recevant les signaux ( S 19 , S20 , S21 ...) représentatifs de la localisation d'un scintillateur .
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EP0069000A1 (fr) * 1981-06-23 1983-01-05 COMMISSARIAT A L'ENERGIE ATOMIQUE Etablissement de Caractère Scientifique Technique et Industriel Scintillateur pour la réalisation de détecteurs très rapides de photons de grande énergie et à la réalisation de tomographes
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PATENT ABSTRACTS OF JAPAN vol. 012, no. 470 (P - 798) 9 December 1988 (1988-12-09) *

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