WO2015011344A1 - Procédé de calcul de position d'interaction d'un photon gamma avec un cristal scintillatuer, dispositif et système de tep mettant en œuvre le procédé - Google Patents

Procédé de calcul de position d'interaction d'un photon gamma avec un cristal scintillatuer, dispositif et système de tep mettant en œuvre le procédé Download PDF

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WO2015011344A1
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WO
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interaction
light energy
scintillator crystal
calculation
weighting coefficient
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PCT/FR2013/051812
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Dmitriy LIKSONOV
Michael GENIX
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De Raulin, Gonzague
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1644—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using an array of optically separate scintillation elements permitting direct location of scintillations
    • G—PHYSICS
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    • 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)

Definitions

  • the invention relates to the field of radioisotope functional imaging and, more particularly, to bi-photonic imaging called positron emission tomography or PET.
  • the invention relates to a method for calculating the interaction position of a gamma photon with a scintillator crystal in a sensor of a PET system.
  • the invention also relates to a device and a PET system implementing such a calculation method.
  • Radioisotope Functional Imaging is a nuclear imaging system which, in principle, consists in administering a tracer containing molecules labeled with a radioactive isotope in order to follow, by external detection, the normal or pathological functioning of a given organ.
  • the tracer is injected intravenously into a patient and will attach to the cells of the tissues of the organ concerned to emit positrons.
  • the positron interacts with an electron of the tissue in which it is located, following an annihilation reaction during which the masses of the positron and the electron transform into two gamma photons, or photons of annihilation, with a defined energy level of 511 KeV.
  • gamma photons are emitted simultaneously, substantially collinearly and in opposite directions.
  • the detection of gamma photons is provided by judiciously arranged sensors, each composed of at least one scintillator crystal that interacts with the gamma photons to convert photon energy into light energy, and one or more photos detectors adapted to detect amounts of light energy and generate corresponding electrical signals.
  • the detection of two gamma photons by coincident interactions occurring in two substantially opposite sensors, at the same time or in a time period sufficiently short to be considered as occurring at the same time makes it possible to define a direction of emission , called line of response or LOR (for "line of response"), gamma photons.
  • This LOR contains a position of the positron source where the annihilation occurred.
  • the photodetectors are connected to an electronic processing unit for electrical signals and tomographic reconstruction which, from all the acquired LORs, estimates a three-dimensional distribution of the radio-tracer in the organ to be studied and produces the three-dimensional images. .
  • the PET system has a spatial resolution related to the positioning of the LOR and thus to the determination of the interaction position of the gamma photons along the scintillator crystal. This is particularly valid in an axial arrangement of the sensor, in which the photodetectors are placed at the ends of the scintillator crystal.
  • the known calculation methods use the fact that the amounts of light energy measured at each end of the scintillator crystal, E 1 and E 2 , by photo-detectors placed at these ends are variable as a function of the interaction position.
  • the mathematical methods usually proposed in known calculation methods are based on the calculation of
  • the luminous energy resulting from the interaction (number of emitted light photons) is not constant, it depends on the type of interaction (Compton interaction or photoelectric interaction) and random physical effects in the scintillator crystal,
  • the number of photons detected at each end of the scintillator crystal is small, and therefore subject to significant statistical fluctuations during propagation in the scintillator crystal and detection.
  • Known calculation methods make it possible to overcome variations in light energy, but not statistical fluctuations in the number of photons detected. The known methods therefore prove to be non-optimal, since they notably produce a dispersion of the measurements of significant interaction position towards the ends of the scintillator crystal, when the number of photons reaching the farthest photodetector is small and therefore presents a strong dispersion of measurements.
  • the invention aims to solve the problems mentioned above. Brief description of the invention
  • the invention proposes a method for calculating the interaction position of a gamma photon with a scintillator crystal in a sensor of a positron emission tomography (PET) system, said method calculation method comprising the following steps:
  • B- determining first and second estimates of the interaction position respectively from the first and second measured amounts of light energy
  • C- calculating the interaction position from a weighted average of the first and second estimates.
  • the invention makes it possible to optimize the calculation of the interaction position in order to minimize the standard deviation of the measurements, based notably on the characteristics of the energy spectrum of the crystal.
  • the invention also makes it possible to improve the resolution of the calculation of the interaction position towards the ends of the scintillator crystal.
  • step C the interaction position x can be calculated from the equation:
  • wi is a first weighting coefficient for the first estimate x ls
  • Each of the first wi and second w 2 weighting coefficients may be a function of the set of first Ei and second E 2 amounts of light energy measured.
  • the first weighting coefficient wi may be greater than the second weighting coefficient w 2 when the first quantity of light energy Ei is greater than the second quantity of light energy E 2
  • the second weighting coefficient w 2 may be greater than the first weighting coefficient wi when the second quantity of light energy E 2 is greater than the first quantity of light energy Ei.
  • the calculation method may comprise, prior to step A, a calibration step providing for:
  • the calibration step can provide:
  • the calibration step may furthermore provide for determining the first wi and second w 2 weighting coefficients from a theoretical calculation, said theoretical calculation comprising:
  • the calculation of the measurement uncertainty of the interaction position x may include:
  • fi 'and f 2 ' are respectively the first derivatives of the first fi and second f 2 functions respectively expressing the first xi and second x 2 estimates of the position as a function of the first Ei and second E 2 amounts of light energy
  • E ref is a quantity of reference light energy, for example equal to a quantity of light energy E 0 measured at each of the first and second ends of the scintillator crystal when the interaction position is located equidistant from the first and second ends ,
  • the calibration step may furthermore provide for determining the first wi and second w 2 weighting coefficients from an empirical method, said empirical method comprising:
  • step C comprising:
  • the experimental determination of the first optimal weighting coefficient for each predetermined position may include:
  • the magnitude representative of the predetermined position is chosen from an interaction depth DOI, such as DOI, and the predetermined position itself, the
  • the invention proposes a device comprising a support readable by an electronic processing unit and containing instructions enabling the processing unit to implement the calculation method defined above.
  • the invention provides a positron emission tomography (PET) system comprising:
  • a detection chamber extending around an axis and comprising a plurality of sensors, each of the sensors comprising:
  • a scintillator crystal adapted to absorb a gamma photon and to emit light photons producing light energy upon interaction with the gamma photon, the scintillator crystal extending between opposite first and second ends,
  • first and second photodetectors respectively placed at the first and second ends, said first and second photodetectors being adapted to respectively detect first and second amounts of light energy representative of a photoelectric interaction resulting from the interaction of the gamma photon with the scintillator crystal, and for generating electrical signals representative of the first and second quantities of light energy
  • an electronic processing unit connected to the first and second photo-detectors and adapted to implement the calculation method defined above.
  • FIG. 1 is a schematic representation of a positron emission tomography (PET) system implementing a method for calculating the interaction position between a gamma photon and a scintillator crystal according to one embodiment of the invention. the calculation method for calculating the scintillation position from a weighted average of first and second estimates of the interaction position,
  • PET positron emission tomography
  • FIG. 2 is a schematic representation of a sensor and a processing unit of the PET system of FIG. 1, the sensor comprising the scintillator crystal and first and second photodetectors adapted to respectively measure first and second quantities of light energy at first and second ends of the scintillator crystal, FIG. 2 illustrating the main steps of the calculation method,
  • FIG. 3 is a schematic representation of a calibration device for implementing a calibration step of the calculation method
  • FIG. 4 is a representation of an energy spectrum obtained by a processing carried out by the processing unit of a signal generated by one of the photodetectors of the sensor of FIG. 2,
  • FIG. 5 is an example of the curves connecting the first and second quantities of light energy to the interaction position obtained during the calibration step
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a basic physical model used to perform a theoretical calculation of weighting coefficients of the first and second estimates
  • FIGS. 7 to 9 are representations of spatial resolutions of the calculation of the interaction position along the scintillator crystal obtained with the calculation method according to the invention and with a conventional calculation method for different prototypes of scintillator crystal.
  • FIG. 1 represents a positron emission tomography (PET) system 1, hereinafter PET system.
  • PET is used in particular in the medical field to detect diseases that cause changes in the anatomical structure of the body of a living being at an advanced stage of the disease.
  • PET which uses positron emission as a radioactive decay, can measure metabolism inside the body.
  • PET uses a radioactive tracer 2 that is administered to the patient to be examined.
  • the PET system 1 then comprises a detection chamber 5 adapted to detect the tracer 2 and an electronic processing unit 10.
  • Tracer 2 generally comprises a radioactive isotope and an active molecule. Tracer 2 is, for example, a component close to glucose, known as fluorine.
  • F-FDG -Fluorodeoxyglucose
  • the tracer 2 is injected into the body, for example the body of a patient 3, to be examined. After sufficient time to allow the tracer 2 to accumulate in certain tissues, the Patient 3 is placed in the detection chamber 5.
  • the radioactive decay of the tracer 2 leads to the emission of a positon e + .
  • the e + position interacts with an electron e " in the tissues in which the tracer 2 is in an annihilation reaction that produces two gamma-gamma photons, substantially antiparallel (same direction, opposite directions), at 511 KeV. ⁇ pass through the tissues and leave the body of the patient 3.
  • the detection chamber 5 comprises a plurality of sensors 6 arranged around an axis A.
  • the detection chamber is annular and the sensors are arranged in a circle around the axis A.
  • the invention is not limited to such a detection chamber.
  • each sensor 6 comprises a scintillator crystal 7 and photo-detectors 8 connected to the processing unit 10.
  • the scintillator crystal 7 is in the form of a bar extending according to a central axis B between first 7a and second 7b opposite ends.
  • the scintillator crystal 7 is, for example, parallelepipedal in shape, of square or rectangular cross section, and has a length between first and second end surfaces perpendicular to the central axis B respectively at its first 7a and second 7b ends.
  • the scintillating crystal 7 is made of a material adapted to interact with gamma-gamma photons mainly according to two types of interaction: a Compton-type interaction, in which the gamma gamma photons lose part of their energy and change their direction, and a photoelectric type interaction, in which the scintillator crystal 7 absorbs all the energy of gamma gamma photons. During these two types of interaction, the scintillator crystal emits photons of lesser energy whose number is substantially proportional to the energy deposited by the gamma gamma photon. In FIG. 2, the emission of the light photons in the scintillator crystal 7 is indicated by arrows 1.
  • the scintillator crystal 7 is, for example, a bar of LYSO (monocrystal Lu 2 ( i- x - y) Y 2X SiO 5 : This y ).
  • the lateral faces of the scintillating crystal 7 may have any type of treatment influencing the propagation of the light photons to improve their detection by the photodetectors 8.
  • the sensor 6 is of axial type and comprises one or more first photodetectors 8a associated with the first end 7a of the scintillator crystal 7, on the end surface, and one or more second photodetectors 8b associated with the second end 7b of the scintillator crystal 7, on the end surface.
  • the first 8a and second 8b photo-detectors detect the light energy produced by the light photons and propagating in the scintillator crystal 7 to the first 7a and second 7b ends, respectively.
  • the first 8a and second 8b photodetectors respectively detect a first amount of light energy at the first end of the scintillator crystal 7 and a second amount of light energy at the second end of the scintillator crystal 7.
  • the first 8 a and second 8b photo-detectors then generate electrical signals, for example pulse signals, corresponding to the first and second amounts of light energy.
  • the two gamma-gamma photons of the same annihilation can be detected by coincident interactions occurring in two sensors 6 arranged in a substantially opposite manner, at the same time or in a period of time. short enough to be considered to be occurring at the same time.
  • the annihilation producing the ⁇ -gamma photons is located on a response line (LOR) connecting two coincident interaction points.
  • LOR response line
  • the processing unit 10 exploits the electrical signals generated by the first 8a and second 8b photo-detectors in order firstly to calculate the interaction position x of the gamma-gamma photon in the scintillator crystal 7 and to be able to in a second step, determine the coincident interactions and precisely position the LORs.
  • the processing unit 10 processes the electrical signals to take into account only the amounts of light energy representative of the photoelectric interactions.
  • the processing unit 10 sorts the different types of interaction and eliminates the Compton interactions. According to the invention, as shown in FIG.
  • the processing unit 10 calculates the interaction position x of the gamma gamma photon in the scintillator crystal 10 from a weighted average of first xi and second x 2 estimates of the interaction position respectively determined from the first Ei and second E 2 amounts of light energy.
  • xi fi (Ei) is the first estimate of the interaction position, fi being a first function connecting the first estimate xi to the first quantity of light energy Ei measured via the first photodetector 8a,
  • x 2 f 2 (E 2 ) is the second estimate of the interaction position, f 2 being a second function connecting the second estimate x 2 to the second quantity of light energy E 2 measured via the second picture detector 8b,
  • wi is a first weighting coefficient for the first estimate x ls
  • a calibration step is performed prior to calculating the interaction position x.
  • a calibration device 15 for carrying out the calibration step is shown in FIG. 3.
  • the calibration device 15 comprises a gamma photon source 16, such as a radioactive source Na 22 and a bar collimation device 17, orthogonal to the scintillator crystal 7, movable jointly with respect to the sensor 6 along the scintillator crystal 7 (arrows T).
  • the calibration device 15 also comprises a third photodetector 18 associated with the collimation bar 17.
  • the first 8a and second 8b photo-detectors associated with the first 7a and second 7b ends of the scintillator crystal, and the third photodetector 18 are connected to an oscilloscope, for example a LeCroy oscilloscope, via respective amplifiers 19.
  • An adder receiving the signals coming from the amplifiers at the output of the first 8a and second 8b photo-detectors can also be connected to the oscilloscope 20.
  • the oscilloscope 20 makes it possible to record the electrical signals generated by the photodetectors 8a, 8b, 18 and the summator and from which the amounts of light energy and the interaction positions are calculated.
  • the processing unit 10 is adapted to obtain an energy spectrum S of the light energy received by the photodetector 8.
  • energy S visible in FIG. 4, represents an intensity or a number of interactions (strokes) as a function of the light energy.
  • the energy spectrum S shows a photoelectric peak P (represented by the maximum intensity of the spectrum) which can be isolated from the rest of the spectrum in energy S by thresholds.
  • FIG. 5 illustrates curves connecting the first Ei and second E 2 amounts of light energy to the interaction position obtained during the calibration step carried out, as a particular non-limiting example, on a LYSO bar. square section of 3 mm side and length 60 mm. In this particular example, the curves can be approximated by substantially symmetrical exponential functions:
  • Eo is a quantity of light energy measured at each of the first 7a and second 7b ends of the scintillator crystal 7 when the interaction position is located equidistant from the first 7a and second 7b ends.
  • the first wi and second w 2 weighting coefficients can then be determined either from a theoretical calculation or from an empirical method.
  • fi 'and f 2 ' are respectively the first derivatives of the first fi and second f 2 functions.
  • E ref is a quantity of reference light energy, for example equal to the quantity of light energy E 0 ,
  • ⁇ ⁇ f stat is the standard deviation of the quantity of light energy when the photoelectric peak corresponds to the reference energy
  • the variations of the deposited energy can be significant, in particular of the order of 2.5% to 5% (depending on the physical characteristics of the crystal).
  • E dep the average deposited energy
  • ⁇ ⁇ _ ⁇ ⁇ ⁇ 3 1 - E, • f 1 '(E 1 ) + w 2 ⁇ ⁇ 2 - f 2 ' (E 2 )
  • the first optimum weighting coefficient wi which gives the measurement uncertainty of the minimal interaction position x satisfies the condition:
  • E is a standard deviation of the amount of energy measured at one end resulting from statistical fluctuations in the number of photons when the photoelectric peak is equal to E ref .
  • C is then a constant which depends on the scintillator crystal 7, the processing of its faces and the photodetector and which can be calculated during the calibration step.
  • the first optimal weighting factor w i is, for example, calculated to reduce a half-height width LMH of the measurement of the position x to a minimum.
  • the first fi and second f 2 functions are known, as well as the third function which defines the first weighting coefficient wi if the empirical method has been implemented.
  • the calculation of the interaction position can then be made when using the PET system 1 for any new acquisition of a photoelectric interaction of a gamma gamma photon with the scintillator crystal 7 of one of the sensors 6 of the PET system 1.
  • a first quantity of energy Ei close to the value of the photoelectric peak corresponding to the interaction position is measured at the first end 7a of the scintillator crystal 7 (with however, a random error of measurement due mainly to statistical fluctuations) and a second quantity of energy E 2 close to the value of the photoelectric peak corresponding to the interaction position is measured at the second end 7b of the scintillator crystal 7 (with, however, a random error of measurement due mainly to statistical fluctuations) (Step A in Figure 2).
  • the first xi and second x 2 estimates of the interaction position are then calculated from the first Ei and second E 2 light energy quantities measured and the first fi and second f 2 functions established during the calibration step (Step B in Figure 2).
  • a magnitude representative of the interaction position x is first calculated.
  • This magnitude representative of the interaction position x is, for example, the DOI when the third function has been established between the first weighting factor wi optimal and the DOI.
  • the magnitude representative of the interaction position x may be a conventional estimate of the interaction position using, for example, the DOI or the
  • each of the first wi and second w 2 weighting coefficients may be a function of the set of first Ei and second E 2 measured amounts of light energy.
  • the first weighting coefficient wi typically is greater than the second weighting coefficient w 2 when the first quantity of light energy Ei is greater than the second quantity of light energy E 2
  • the second weighting coefficient w 2 is greater than the first weighting coefficient wi when the second quantity of light energy E 2 is greater than the first quantity of light energy Ei.
  • the calculation method described above can be implemented by the processing unit via any suitable device.
  • a computer program product comprising the corresponding instructions may be recorded on a medium, of any suitable nature, readable by the electronic processing unit.
  • the computer program product can be recorded on a hard disk, a CD, a USB stick or the like connected to a computer 11 connected to the PET system 1.
  • the method can however be implemented on a microprocessor (including DSP) or on an FPGA.
  • the calculation method according to the invention makes it possible to improve the spatial resolution of the calculation of the interaction position x along the scintillator crystal and, in particular, in the vicinity of the ends of the scintillator crystal 7.
  • FIGS. 7 to 9 each illustrate the spatial resolutions of the calculation of the interaction position along the scintillator crystal obtained with the calculation method according to the invention and with a conventional calculation method.
  • the conventional calculation method uses the ratio E 2 / E 1 .
  • the figures correspond to the implementation of the calculation method according to the invention and the conventional calculation method for three different prototypes of scintillator crystal 7.
  • the prototypes in question have on the lateral faces grooves obtained by laser etching; they are distinguished by different characteristics of the grooves, in particular by their depth and frequency.
  • the table below gives the resolution (in mm) of the interaction position along the scintillator crystal 7 obtained by the conventional calculation method, without weighting, and by the calculation method according to the invention with weighting.
  • the prototype 3 (FIG. 9) is the one selected for the realization of a PET scanner model, because of the lower manufacturing cost and the better resolution in position (with a method using weighting). It is also with the prototype 3 that the most significant improvement of the resolution in position (37.9% on average) was observed thanks to the use of the weighted method described in this document.

Abstract

Procédé de calcul de position d'interaction d'un photon gamma avec un cristal scintillateur (7) dans un capteur (6) d'un système de tomographie par émission de positons (TEP) (1), ledit procédé de calcul comprenant les étapes suivantes: A mesurer des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse représentatives d'une interaction photoélectrique issue de l'interaction du photon gamma avec le cristal scintillateur (7), lesdites première et deuxième quantités d'énergie lumineuse étant mesurées respectivement à des première (7a) et deuxième (7b) extrémités opposées du cristal scintillateur (7) entre lesquels ledit cristal scintillateur (7) s'étend, B- déterminer des première et deuxième estimations de la position d'interaction respectivement à partir des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse mesurées, C- calculer la position d'interaction à partir d'une moyenne pondérée des première et deuxième estimations.

Description

PROCEDE DE CALCUL DE POSITION D'INTERACTION D'UN PHOTON GAMMA AVEC UN CRISTAL SCINTILLATEUR, DISPOSITIF ET SYSTEME DE
TEP METTANT EN ŒUVRE LE PROCEDE Domaine de l'invention
L'invention concerne le domaine de l'imagerie fonctionnelle radio -isotopique et, plus particulièrement, l'imagerie bi-photonique appelée tomographie par émission de positons ou TEP. L'invention se rapporte à un procédé de calcul de position d'interaction d'un photon gamma avec un cristal scintillateur dans un capteur d'un système de TEP. L'invention se rapporte également à un dispositif et à un système de TEP mettant en œuvre un tel procédé de calcul. Art antérieur
L'imagerie fonctionnelle radio -isotopique est une imagerie nucléaire qui, dans son principe, consiste à administrer un traceur contenant des molécules marquées par un isotope radioactif afin de suivre, par détection externe, le fonctionnement normal ou pathologique d'un organe donné.
Dans le cadre de la TEP, le traceur est injecté à un patient par voie intraveineuse et va se fixer sur les cellules des tissus de l'organe concerné pour émettre des positons. Une fois émis, le positon interagit avec un électron du tissu dans lequel il se trouve, suivant une réaction d'annihilation au cours de laquelle les masses du positon et de l'électron se transforment en deux photons gamma, ou photons d'annihilation, dotés d'un niveau d'énergie défini, à savoir 511 KeV. Ces photons gamma sont émis simultanément, sensiblement colinéairement et suivant des directions opposées. Ces caractéristiques de l'émission des photons gamma sont exploitées pour obtenir des images tridimensionnelles du métabolisme de l'organe. En particulier, la détection des photons gamma est assurée par des capteurs judicieusement disposés, composés chacun d'au moins un cristal scintillateur qui interagit avec les photons gamma pour en convertir l'énergie photonique en une énergie lumineuse, et d'un ou plusieurs photo-détecteurs adaptés pour détecter des quantités d'énergie lumineuse et générer des signaux électriques correspondant. La détection de deux photons gamma par des interactions coïncidentes se produisant dans deux capteurs disposés de manière sensiblement opposée, en même temps ou dans un laps de temps suffisamment court pour être considérés comme se produisant en même temps, permet de définir une direction d'émission, appelée ligne de réponse ou LOR (pour « Line Of Response »), des photons gamma. Cette LOR contient une position de la source de positons où s'est produite l'annihilation. Les photo-détecteurs sont reliés à une unité de traitement électronique des signaux électriques et de reconstruction tomographique qui, à partir de l'ensemble des LOR acquises, estime une distribution tridimensionnelle du radio-traceur dans l'organe à étudier et réalise les images tridimensionnelles.
Comme il apparaît de ce qui précède, le système de TEP présente une résolution spatiale liée au positionnement de la LOR et donc à la détermination de la position d'interaction des photons gamma le long du cristal scintillateur. Ceci est particulièrement valable dans une disposition axiale du capteur, dans laquelle les photo -détecteurs sont placés aux extrémités du cristal scintillateur.
Il existe des procédés de calcul de cette position d'interaction dans lesquels des quantités d'énergie lumineuse émises lors de l'interaction du photon gamma avec le cristal scintillateur sont mesurées et exploitées par des méthodes mathématiques pour estimer le positionnement longitudinal de l'interaction du photon gamma dans le cristal scintillateur.
Les procédés de calcul connus utilisent le fait que les quantités d'énergie lumineuse mesurées à chaque extrémité du cristal scintillateur, Ei et E2, par des photo-détecteurs placés à ces extrémités sont variables en fonction de la position d'interaction. Les méthodes mathématiques habituellement proposées dans les procédés de calcul connus reposent sur le calcul de
- la fraction v = -— , ou
E1 + E2
- de la différence relative entre les deux quantités d'énergie lumineuse mesurées correspondant à la profondeur d'interaction ou DOI (pour « Depth Of Interaction »),
Figure imgf000004_0001
Ensuite, la position d'interaction est déterminée comme une fonction de la fraction ou de la DOI, x = f(v) ou x = f(DOI).
Problème technique
Dans le calcul de la position d'interaction, il existe un problème d'incertitude des mesures des quantités d'énergie lumineuse dû essentiellement au fait que :
- l'énergie lumineuse issue de l'interaction (nombre de photons lumineux émis) n'est pas constante, elle dépend du type d'interaction (interaction Compton ou interaction photoélectrique) et des effets physiques aléatoires dans le cristal scintillateur,
- le nombre de photons détectés à chaque extrémité du cristal scintillateur est faible, et donc soumis à des fluctuations statistiques importantes lors de la propagation dans le cristal scintillateur et de la détection. Les procédés de calcul connus permettent de s'affranchir des variations de l'énergie lumineuse, mais pas des fluctuations statistiques du nombre de photons détectés. Les procédés connus s'avèrent donc non optimaux, car ils produisent notamment une dispersion des mesures de position d'interaction importante vers les extrémités du cristal scintillateur, lorsque le nombre des photons atteignant le photo -détecteur le plus éloigné est faible et qu'il présente donc une forte dispersion de mesures.
Les procédés de calcul connus ne permettent alors pas d'obtenir une résolution spatiale satisfaisante du système de TEP.
L'invention vise à résoudre les problèmes évoqués ci-dessus. Brève description de l'invention
A cet effet, selon un premier aspect, l'invention propose un procédé de calcul de position d'interaction d'un photon gamma avec un cristal scintillateur dans un capteur d'un système de tomographie par émission de positons (TEP), ledit procédé de calcul comprenant les étapes suivantes :
A- mesurer à des première et deuxième extrémités opposées du cristal scintillateur des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse représentatives d'une scintillation provoquée par une interaction photoélectrique du photon gamma avec le cristal scintillateur,
B- déterminer des première et deuxième estimations de la position d'interaction respectivement à partir des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse mesurées, C- calculer la position d'interaction à partir d'une moyenne pondérée des première et deuxième estimations.
L'invention permet d'optimiser le calcul de la position d'interaction afin de minimiser Γ écart-type des mesures, en se basant notamment sur les caractéristiques du spectre d'énergie du cristal. L'invention permet également d'améliorer la résolution du calcul de la position d'interaction vers les extrémités du cristal scintillateur.
En particulier, au cours de l'étape C, la position d'interaction x peut être calculée à partir de l'équation :
x = wl xl + w2 x2
où xi = fi (Ei) est la première estimation, fi étant une première fonction reliant la première estimation xi à la première quantité d'énergie lumineuse Els X2 = f2 (E2) est la deuxième estimation, f2 étant une deuxième fonction reliant la deuxième estimation x2 à la deuxième quantité d'énergie lumineuse E2,
wi est un premier coefficient de pondération pour la première estimation xls w2 est un deuxième coefficient de pondération pour la deuxième estimation x2, avec wi + w2 = 1.
Chacun des premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération peut être fonction de l'ensemble des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse mesurées.
Le premier coefficient de pondération wi peut être supérieur au deuxième coefficient de pondération w2 lorsque la première quantité d'énergie lumineuse Ei est supérieure à la deuxième quantité d'énergie lumineuse E2, et le deuxième coefficient de pondération w2 peut être supérieur au premier coefficient de pondération wi lorsque la deuxième quantité d'énergie lumineuse E2 est supérieure à la première quantité d'énergie lumineuse Ei.
Le procédé de calcul peut comprendre, préalablement à l'étape A, une étape d'étalonnage prévoyant de :
- émettre une pluralité de photons gamma vers le cristal scintillateur en une pluralité de positions prédéterminées le long du cristal scintillateur,
- pour chaque position prédéterminée, mesurer les première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse,
- déterminer par interpolation la première fonction fi et la deuxième fonction f2. En particulier, après la mesure des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse, l'étape d'étalonnage peut prévoir de :
- construire des histogrammes des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse pour chaque position,
- déterminer des pics photoélectriques à partir des histogrammes, les première et deuxième fonctions étant déterminées à partir des pics photoélectriques.
Dans un mode de réalisation, l'étape d'étalonnage peut prévoir en outre de déterminer les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération à partir d'un calcul théorique, ledit calcul théorique comprenant :
- un calcul d'une incertitude de mesure de la position d'interaction x,
- un calcul des premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération réduisant l'incertitude de mesure de la position d'interaction x à un minimum. Le calcul de l'incertitude de mesure de la position d'interaction x peut comprendre :
- un calcul des fluctuations statistiques d'un nombre de photons lumineux produisant une énergie lumineuse qui sont émis par le cristal scintillateur lors de l'interaction avec le photon gamma, et qui se propagent dans le cristal scintillateur, et
- un calcul des variations d'une énergie déposée par le photon gamma dans le cristal scintillateur lors de l'interaction avec le cristal scintillateur et transformée en énergie des photons lumineux.
Les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération peuvent alors être donnés par les équations :
et
Eref · E1 · (ft (EJ)2 + Eref · E2 · (f2 (E2))2 + C2 · (E1 · ft (EJ - E2 · f2 (E2))2 1 - wi,
fi' et f2' sont respectivement les dérivées premières des première fi et deuxième f2 fonctions exprimant respectivement les première xi et deuxième x2 estimations de la position en fonction des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse,
Eref est une quantité d'énergie lumineuse de référence, par exemple égale à une quantité d'énergie lumineuse E0 mesurée à chacune des première et deuxième extrémités du cristal scintillateur lorsque la position d'interaction est située à équidistance des première et deuxième extrémités,
„ °Έ dep I Edep
I E ref
avec σΕ dep , écart-type de l'énergie déposée dans le cristal scintillateur lors de l'interaction,
Edep, énergie déposée moyenne,
σΕ stat , écart-type de la quantité d'énergie mesurée à l'une des extrémités résultant des fluctuations statistiques du nombre de photons lorsqu'un pic photoélectrique est égal à Eref.
Dans une application particulière, les première et deuxième estimations sont données par les équations :
ln , en supposant Eref = E0
Figure imgf000007_0001
où βι et β2 sont des constantes obtenues par interpolation avec βι ~ β2, et les premier et deuxième coefficients de pondération sont donnés par les équations :
1 - Aw 1 + Aw
w, et w. avec Aw w2 - W j choisi parmi l'une des équations suivantes :
Aw
E, + E, + ^i - 4 - C2 '
Aw
(E1 + E2) . (l + 2 - C2) '
Aw
Ej + E2 + 4 · Ε0 - C2 '
Dans un autre mode de réalisation, l'étape d'étalonnage peut prévoir en outre de déterminer les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération à partir d'une méthode empirique, ladite méthode empirique comprenant :
- pour chaque position prédéterminée, une détermination expérimentale du premier coefficient de pondération optimal,
- une détermination par interpolation d'une troisième fonction reliant le premier coefficient de pondération optimal à une grandeur représentative de la position prédéterminée, l'étape C comprenant :
- un calcul d'une grandeur représentative de la position d'interaction,
- une détermination, par l'intermédiaire de la troisième fonction, du premier coefficient de pondération correspondant à la grandeur représentative de la position d'interaction calculée,
- un calcul du deuxième coefficient de pondération, en utilisant l'équation w2 = 1 - wi,
- un calcul de la position d'interaction à partir de la moyenne des première et deuxième estimations pondérée par le premier coefficient de pondération déterminé et le deuxième coefficient de pondération calculé.
Au cours de la méthode empirique, la détermination expérimentale du premier coefficient de pondération optimal pour chaque position prédéterminée peut comprendre :
- une émission d'une pluralité de photons gamma vers le cristal scintillateur,
- pour chaque interaction photoélectrique, la mesure des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse et la détermination des première et deuxième estimations,
- un calcul du premier coefficient de pondération supposant w2 = 1 - wi et donnant une dispersion minimale des positions d'interaction calculées à partir des moyennes pondérées des première et deuxième estimations.
La grandeur représentative de la position prédéterminée est choisie parmi une profondeur d'interaction DOI, telle que DOI , et la position prédéterminée elle-même, la
Figure imgf000008_0001
grandeur représentative de la position d'interaction étant choisie respectivement parmi la profondeur d'interaction DOI et une estimation conventionnelle de la position d'interaction.
Selon un deuxième aspect, l'invention propose un dispositif comprenant un support lisible par une unité de traitement électronique et contenant des instructions permettant à l'unité de traitement de mettre en œuvre le procédé de calcul défini précédemment.
Selon un troisième aspect, l'invention propose système de tomographie par émission de positons (TEP) comprenant :
- une chambre de détection s'étendant autour d'un axe et comportant une pluralité de capteurs, chacun des capteurs comprenant :
un cristal scintillateur adapté pour absorber un photon gamma et pour émettre des photons lumineux produisant une énergie lumineuse lors de l'interaction avec le photon gamma, le cristal scintillateur s'étendant entre des première et deuxième extrémités opposées,
au moins des premier et deuxième photo -détecteurs placés respectivement aux première et deuxième extrémités, lesdits premier et deuxième photo-détecteurs étant adaptés pour détecter respectivement des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse représentatives d'une interaction photoélectrique issue de l'interaction du photon gamma avec le cristal scintillateur, et pour générer des signaux électriques représentatifs des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse,
- une unité de traitement électronique connectée aux premier et deuxième photo-détecteurs et adaptée pour mettre en œuvre le procédé de calcul défini précédemment.
Description détaillée de l'invention
Descrip tion des figures
D'autres objets et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description qui suit d'un mode particulier de l'invention donné à titre d'exemple non-limitatif, la description étant fait en relation avec les dessins annexés dans lesquels :
- la figure 1 est une représentation schématique d'un système de tomographie par émission de positons (TEP) mettant en œuvre un procédé de calcul de position d'interaction entre un photon gamma et un cristal scintillateur selon un mode de réalisation de l'invention, le procédé de calcul prévoyant de calculer la position de scintillation à partir d'une moyenne pondérée de première et deuxième estimations de la position d'interaction,
- la figure 2 est une représentation schématique d'un capteur et d'une unité de traitement du système de TEP de la figure 1, le capteur comprenant le cristal scintillateur et des premier et deuxième photo-détecteurs adaptés pour mesurer respectivement des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse à des première et deuxième extrémités du cristal scintillateur, la figure 2 illustrant les principales étapes du procédé de calcul,
- la figure 3 est une représentation schématique d'un dispositif d'étalonnage pour la mise en œuvre d'une étape d'étalonnage du procédé de calcul,
- la figure 4 est une représentation d'un spectre en énergie obtenu par un traitement réalisé par l'unité de traitement d'un signal généré par l'un des photo -détecteurs du capteur de la figure 2,
- la figure 5 est un exemple des courbes reliant les première et deuxième quantités d'énergie lumineuse à la position d'interaction obtenues lors de l'étape d'étalonnage,
- la figure 6 est un diagramme illustrant un modèle physique de base utilisé pour réaliser un calcul théorique de coefficients de pondération des première et deuxième estimations,
- les figures 7 à 9 sont des représentations de résolutions spatiales du calcul de la position d'interaction le long du cristal scintillateur obtenues avec le procédé de calcul selon l'invention et avec un procédé de calcul conventionnel pour différents prototypes de cristal scintillateur.
Description détaillée d'un mode de_ réalisation
La figure 1 représente un système de tomographie par émission de positons (TEP) 1, ci- après système de TEP. La TEP est utilisée notamment dans le domaine médical pour pouvoir déceler des maladies qui ne provoquent des changements dans la structure anatomique de l'organisme d'un être vivant qu'à un stade avancé de la maladie. A la différence d'autres modalités de l'imagerie médicale telles que l'imagerie par résonance magnétique (IRM) ou la tomodensitométrie (CT), la TEP, qui utilise l'émission de positons comme décroissance radioactive, permet de mesurer des activités du métabolisme à l'intérieur de l'organisme.
La TEP met en œuvre un traceur radioactif 2 qui est administré au patient à examiner. Le système de TEP 1 comprend alors une chambre de détection 5 adaptée pour détecter le traceur 2 et une unité de traitement 10, électronique.
Le traceur 2 comprend généralement un isotope radioactif et une molécule active. Le traceur 2 est, par exemple, un composant proche du glucose, connu sous le nom de fluor 18
18
-fluorodésoxyglucose ( F-FDG), qui est consommé en quantité notamment par les cellules cancéreuses ou par les cellules du cerveau où il peut s'accumuler.
Le traceur 2 est injecté dans le corps, par exemple le corps d'un patient 3, à examiner. Après une durée suffisante pour laisser le traceur 2 s'accumuler dans certains tissus, le patient 3 est placé dans la chambre de détection 5. La décroissance radioactive du traceur 2 conduit à l'émission d'un positon e+. Le positon e+ interagit avec un électron e" dans les tissus dans lequel le traceur 2 se trouve dans une réaction d'annihilation qui produit deux photons gamma γ, sensiblement antiparallèles (même direction, sens opposés), à 511 KeV. Les photons gamma γ traversent les tissus et sortent du corps du patient 3.
La chambre de détection 5 comprend une pluralité de capteurs 6 disposés autour d'un axe A. Dans le mode de réalisation représenté, la chambre de détection est annulaire et les capteurs sont disposés en cercle autour de l'axe A. L'invention n'est toutefois pas limitée à une telle chambre de détection.
Comme représenté plus en détail sur la figure 2, chaque capteur 6 comprend un cristal scintillateur 7 et des photo-détecteurs 8 connectés à l'unité de traitement 10. Le cristal scintillateur 7 se présente sous la forme d'un barreau s 'étendant selon un axe central B entre des première 7a et deuxième 7b extrémités opposées. Le cristal scintillateur 7 est, par exemple, de forme parallélépipédique, de section transversale carrée ou rectangulaire, et présente une longueur entre des première et deuxième surfaces d'extrémité perpendiculaires à l'axe central B respectivement à ses première 7a et deuxième 7b extrémités. Le cristal scintillateur 7 est réalisé en un matériau adapté pour interagir avec les photons gamma γ principalement selon deux types d'interaction : une interaction de type Compton, dans laquelle les photons gamma γ perdent une partie de leur énergie et changent de direction, et une interaction de type photoélectrique, dans laquelle le cristal scintillateur 7 absorbe la totalité de l'énergie des photons gamma γ. Lors de ces deux types d'interaction, le cristal scintillateur émet des photons de moindre énergie dont le nombre est sensiblement proportionnel à l'énergie déposée par le photon gamma γ. Sur la figure 2, l'émission des photons lumineux dans le cristal scintillateur 7 est matérialisée par des flèches 1. Le cristal scintillateur 7 est, par exemple, un barreau de LYSO (monocristal Lu2(i-x-y)Y2XSi05 : Cey). Les faces latérales du cristal scintillateur 7 peuvent présenter tout type de traitement influant sur la propagation des photons lumineux pour en améliorer la détection par les photo-détecteurs 8.
Dans le mode de réalisation représenté, le capteur 6 est de type axial et comprend un ou plusieurs premiers photo-détecteurs 8a associés à la première extrémité 7a du cristal scintillateur 7, sur la surface d'extrémité, et un ou plusieurs deuxièmes photo -détecteurs 8b associés à la deuxième extrémité 7b du cristal scintillateur 7, sur la surface d'extrémité. Les premier 8a et deuxième 8b photo -détecteurs détectent l'énergie lumineuse produite par les photons lumineux et se propageant dans le cristal scintillateur 7 jusqu'aux première 7a et deuxième 7b extrémités, respectivement. En particulier, les premier 8a et deuxième 8b photo -détecteurs détectent respectivement une première quantité d'énergie lumineuse à la première extrémité du cristal scintillateur 7 et une deuxième quantité d'énergie lumineuse à la deuxième extrémité du cristal scintillateur 7. Les premier 8 a et deuxième 8b photo - détecteurs génèrent alors des signaux électriques, par exemple impulsionnels, correspondant aux première et deuxième quantités d'énergie lumineuse.
Avec des capteurs 6 disposés autour du patient 3 à examiner, les deux photons gamma γ d'une même annihilation peuvent être détectés par des interactions coïncidentes se produisant dans deux capteurs 6 disposés de manière sensiblement opposée, en même temps ou dans un laps de temps suffisamment court pour être considérés comme se produisant en même temps. L'annihilation produisant les photons gamma γ est située sur une ligne de réponse (LOR) reliant deux points d'interactions coïncidentes. Lorsque suffisamment d'interactions coïncidentes ont été relevées, une reconstruction d'image tomographique peut commencer. Les interactions coïncidentes sont notamment séparées en des lignes de réponse qui sont utilisées pour réaliser la reconstruction d'image tomographique puis une image en trois dimensions.
Pour ce faire, l'unité de traitement 10 exploite les signaux électriques générés par les premier 8a et deuxième 8b photo -détecteurs pour, dans un premier temps, calculer la position d'interaction x du photon gamma γ dans le cristal scintillateur 7 et pouvoir, dans un deuxième temps, déterminer les interactions coïncidentes et positionner précisément les LOR. En particulier, l'unité de traitement 10 traite les signaux électriques pour ne prendre en considération que les quantités d'énergie lumineuse représentatives des interactions photoélectriques. L'unité de traitement 10 réalise alors un tri des différents types d'interaction et élimine les interactions Compton. Selon l'invention, comme représenté sur la figure 2, l'unité de traitement 10 calcule la position d'interaction x du photon gamma γ dans le cristal scintillateur 10 à partir d'une moyenne pondérée de première xi et deuxième x2 estimations de la position d'interaction déterminées respectivement à partir des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse. En particulier, la position d'interaction x est calculée à partir de l'équation : x = W[ j + w2 x2
où xi = fi (Ei) est la première estimation de la position d'interaction, fi étant une première fonction reliant la première estimation xi à la première quantité d'énergie lumineuse Ei mesurée par l'intermédiaire du premier photo-détecteur 8a,
x2 = f2 (E2) est la deuxième estimation de la position d'interaction, f2 étant une deuxième fonction reliant la deuxième estimation x2 à la deuxième quantité d'énergie lumineuse E2 mesurée par l'intermédiaire du deuxième photo-détecteur 8b,
wi est un premier coefficient de pondération pour la première estimation xls w2 est un deuxième coefficient de pondération pour la deuxième estimation x2, avec wi + w2 = 1.
Pour la détermination des première fi et deuxième f2 fonctions, une étape d'étalonnage est réalisée préalablement au calcul de la position d'interaction x. Un dispositif d'étalonnage 15 pour la mise en œuvre de l'étape d'étalonnage est représenté sur la figure 3. Le dispositif d'étalonnage 15 comprend une source de photons gamma 16, telle qu'une source radioactive Na 22 et un barreau de collimation 17, orthogonal au cristal scintillateur 7, déplaçables conjointement par rapport au capteur 6 le long du cristal scintillateur 7 (flèches T). Le dispositif d'étalonnage 15 comprend également un troisième photodétecteur 18 associé au barreau de collimation 17. Les premier 8a et deuxième 8b photo- détecteurs associés aux première 7a et deuxième 7b extrémités du cristal scintillateur, et le troisième photo-détecteur 18 sont reliés à un oscilloscope, par exemple un oscilloscope LeCroy, par l'intermédiaire d'amplificateurs 19 respectifs. Un sommateur recevant les signaux issus des amplificateurs en sortie des premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs peut également être relié à l'oscilloscope 20. L'oscilloscope 20 permet d'enregistrer les signaux électriques générés par les photo-détecteurs 8a, 8b, 18 et le sommateur et à partir desquels les quantités d'énergie lumineuse et les positions d'interaction sont calculées.
Au cours de cette étape d'étalonnage, plusieurs photons gamma γ, notamment quelques centaines ou milliers de photons gamma γ, sont émis vers le cristal scintillateur 7 en une pluralité de positions prédéterminées le long du cristal scintillateur 7. Pour chaque interaction enregistrée, les première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse sont mesurées.
Ensuite, pour chaque position, les spectres (histogrammes) des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse sont construits et les pics photoélectriques sont déterminés à partir de ces spectres (de préférence par interpolation avec des distributions Gaussiennes). Par exemple, à partir du signal électrique généré par l'un des photo-détecteurs 8, l'unité de traitement 10 est adaptée pour obtenir un spectre en énergie S de l'énergie lumineuse reçue par le photo-détecteur 8. Ce spectre en énergie S, visible sur la figure 4, représente une intensité ou un nombre d'interactions (coups) en fonction de l'énergie lumineuse. Le spectre en énergie S fait apparaître un pic photoélectrique P (représenté par l'intensité maximale du spectre) qui peut être isolé du reste du spectre en énergie S par seuillages. L'énergie qui correspond à la hauteur maximale du pic photoélectrique P est alors prise comme quantité d'énergie lumineuse représentative de l'interaction photoélectrique. Une fois les pics photoélectriques déterminés à partir des spectres, la première fonction fi et la deuxième fonction f2 reliant les pics photoélectriques des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse avec les positions prédéterminées sont déterminées par interpolation. La figure 5 illustre des courbes reliant les première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse à la position d'interaction obtenues lors de l'étape d'étalonnage réalisée, à titre d'exemple particulier non limitatif, sur un barreau de LYSO de section carrée de 3 mm de côté et de longueur 60 mm. Dans cet exemple particulier, les courbes peuvent être approximées par des fonctions exponentielles sensiblement symétriques :
Έι = E0 - e(-ftx) etE2 = E0 - e(fcx) ,
où βι et β2 sont des constantes obtenues par interpolation, avec βι ~ β2, et
Eo est une quantité d'énergie lumineuse mesurée à chacune des première 7a et deuxième 7b extrémités du cristal scintillateur 7 lorsque la position d'interaction est située à équidistance des première 7a et deuxième 7b extrémités.
Une inversion de ces fonctions donne les première fi et deuxième f2 fonctions et les première xi et deuxième x2 estimations, à savoir :
Figure imgf000014_0001
A partir des données d'étalonnage, les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération peuvent ensuite être déterminés soit à partir d'un calcul théorique, soit à partir d'une méthode empirique.
Le calcul théorique est réalisé à partir d'un modèle physique de base illustré sur la figure 6 et comprend :
- un calcul d'une incertitude de mesure de la position d'interaction x, - un calcul des premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération réduisant l'incertitude de mesure de la position d'interaction x à un minimum.
Le modèle physique de base (valable pour des photo-détecteurs SiTM ou PMT) prend en considération :
- le captage des photons gamma, la distribution d'une énergie déposée et transformée en énergie lumineuse Edep par le photon gamma γ dans le cristal scintillateur 7 lors de l'interaction avec le cristal scintillateur 7 dépendant de la physique du cristal scintillateur et étant proche d'une loi normale autour du pic photoélectrique,
- l'émission des photons lumineux dans le cristal scintillateur 7, selon une loi de Poisson,
- la probabilité de propagation vers le premier photo-détecteur 8a Ppropl dont le résultat (nombre de photons impactant le premier photo -détecteur 8a) avec l'émission selon une loi de Poisson obéit également à une loi de Poisson avec σ = Ν1°'5 où NI est le nombre de photons lumineux se propageant vers le premier photo-détecteur 8a,
- la probabilité de propagation vers le deuxième photo -détecteur 8b Pprop2 dont le résultat (nombre de photons impactant le deuxième photo -détecteur 8b) avec l'émission selon une loi de Poisson obéit également à une loi de Poisson avec σ = N20'5 où N2 est le nombre de photons lumineux se propageant vers le deuxième photo-détecteur 8b,
- la probabilité de détection par le premier photo -détecteur 8a PDE dont le résultat (nombre d'avalanches primaires dans le premier photo -détecteur 8a) avec l'émission selon une loi de Poisson et la propagation obéit également à une loi de Poisson avec σ = (NI *PDE)0'5,
- la probabilité de détection par le deuxième photo -détecteur 8b PDE dont le résultat (nombre d'avalanches primaires dans le deuxième photo-détecteur 8b) avec l'émission selon une loi de Poisson et la propagation obéit également à une loi de Poisson avec σ = (N2*PDE)0'5,
- les effets aléatoires σΕι stat , écart-type de la quantité d'énergie mesurée à la première extrémité 7a résultant des fluctuations statistiques du nombre de photons lors des étapes d'émission, de propagation et de mesure,
- les effets aléatoires σΕ^ stat , écart-type de la quantité d'énergie mesurée à la deuxième extrémité 7b résultant des fluctuations statistiques du nombre de photons lors des étapes d'émission, de propagation et de mesure.
Dans le modèle physique de base, l'incertitude de mesure de la position d'interaction x résulte principalement de fluctuations aléatoires regroupées en deux catégories :
- des fluctuations statistiques du nombre de photons lumineux émis par le cristal scintillateur 7 lors de l'interaction avec le photon gamma γ, et se propageant dans le cristal scintillateur 7, ces fluctuations étant proportionnelles à la racine carrée du nombre de photons (et donc de l'énergie lumineuse mesurée à chaque extrémité) et étant non-corrélées entre les deux chaînes de mesure issues des premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs, et - des variations, aléatoires, de l'énergie déposée par le photon gamma γ dans le cristal scintillateur 7 lors de l'interaction avec le cristal scintillateur 7 et transformée en énergie lumineuse, ces variations se répercutant simultanément et dans les mêmes proportions sur les deux quantités d'énergies mesurées Ei et E2.
L'influence des fluctuations statistiques du nombre de photons sur la mesure de la position (écart-type) est donnée par l'équation :
Figure imgf000016_0001
où fi' et f2' sont respectivement les dérivées premières des première fi et deuxième f2 fonctions.
1/2
En supposant les fluctuations statistiques proportionnelles à E , soit :
<JEl _ stat = (7Eref _stat '
Figure imgf000016_0002
° Έ2 stat = <7Eref stat ' (fi 2 I E ref )
où Eref est une quantité d'énergie lumineuse de référence, par exemple égale à la quantité d'énergie lumineuse E0,
σΕ f stat est l'écart-type de la quantité d'énergie lumineuse lorsque le pic photoélectrique correspond à l'énergie de référence,
l'écart-type de la mesure de la position x résultant des fluctuations statistiques du nombre de photons est donné par l'équation :
^ '(E,))2 - E, . Wl 2 + (f2'(E2))2 · Ε2 - w2 2)- -
J ref
Les variations de l'énergie déposée peuvent être importantes, notamment de l'ordre de 2,5% à 5% (en fonction des caractéristiques physiques du cristal). Pour en étudier l'influence, l'énergie déposée moyenne, Edep, est supposée variable et les première et deuxième quantités d'énergie sont supposées proportionnelles à l'énergie déposée moyenne : Ei = μι · Edep et E2 = μ2 · Edep.
L'écart-type des fluctuations de la position d'interaction x mesurée causées par les variations de l'énergie déposée est donné par l'équation :
σχ_Είβρ = ^Γ3 1 - E,•f1 '(E1 ) + w2 · Ε2 - f2 '(E2)| .
L'incertitude de mesure de la position d'interaction x est alors donnée par l'équation total + σ χ _ Edep χ total
Figure imgf000017_0001
Le premier coefficient de pondération wi optimum qui donne l'incertitude de mesure de la position d'interaction x minimal répond à la condition :
ά(σ* mai 2)
0 , en supposant w2 = 1 - wi.
dw.
Les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération peuvent alors être donnés par les équations :
Figure imgf000017_0002
w2 = 1 - wi,
I E dep
où C
I E r.ef
avec σΕ dep , écart-type de l'énergie déposée dans le cristal scintillateur lors de l'interaction,
Ea stat ' écart-type de la quantité d'énergie mesurée à l'une des extrémités résultant des fluctuations statistiques du nombre de photons lorsque le pic photoélectrique est égal à Eref.
C est alors une constante qui dépend du cristal scintillateur 7, du traitement de ses faces et du photo-détecteur et qui peut être calculée lors de l'étape d'étalonnage.
Dans l'exemple particulier décrit ci-dessus en relation avec la figure 5 où les première fi et deuxième f2 fonctions sont avec βι ~ β2, les
Figure imgf000017_0003
premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération sont donnés par les équations :
E1 + 2 - C2 - E1 - E2 / Eref
w, et w2 = 1 - wi.
E1 + E2 + 4 - C2 - E1 - E2 / Eref
En supposant Eref = E0, les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération sont donnés par les équations : Aw 1 + Aw . E, - E,
-— et w 2 =— ~— » avec Δ* = * 2 - Wi = p— p (1)·
2 2 E1 + E2 + ^--^- 4 - C2
ar des faibles variations d'énergie, telles que Esum = Ei + E2 ~ constante • E2 ~ constante, l'équation (1) ci-dessus peut s'écrire :
Aw * k · DOI = Ez ~ El (2) avec k = l- .
(Ej + E2) - (l + 2 - C2) (1 + 2 - C2)
En supposant, par ailleurs, Ei · E2 ~ E0 2 = constante, l'équation (1) ci-dessus peut s'écrire :
Aw = (3).
El + E2 + 4 · Ε0 C2
Concernant la méthode empirique de détermination des premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération, elle comprend d'abord, pour chaque position prédéterminée, une détermination expérimentale du premier coefficient de pondération wi optimal, en supposant w2 = 1 - wi. Pour ce faire, à chaque position prédéterminée, une pluralité de photons gamma γ est émise vers le cristal scintillateur 7. Pour chaque interaction photoélectrique, les première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse sont mesurées et les première xi et deuxième x2 estimations sont calculées à l'aide des première fi et deuxième f2 fonctions déterminées précédemment. La valeur pour chaque position du premier coefficient de pondération wi optimal est calculé pour donner une dispersion minimale des positions d'interaction x calculées à partir des moyennes pondérées, en supposant w2 = l - w1. Le premier coefficient de pondération wi optimal est, par exemple, calculé pour réduire une largeur à mi-hauteur LMH de la mesure de la position x à un minimum. Une troisième fonction reliant le premier coefficient de pondération wi optimal à une grandeur représentative de la position prédéterminée, telle que la profondeur d'interaction E - E
DOI =— - , peut être déterminée par interpolation. En variante, la troisième fonction
Ej + E2
peut relier le premier coefficient de pondération wi optimal à la position prédéterminée elle-même, comme grandeur représentative de la position prédéterminée.
Un fois l'étape d'étalonnage réalisée, les première fi et deuxième f2 fonctions sont connues, ainsi que la troisième fonction qui définit le premier coefficient de pondération wi si la méthode empirique a été mise en œuvre. Le calcul de la position d'interaction peut alors être fait lors de l'utilisation du système de TEP 1 pour toute nouvelle acquisition d'une interaction photoélectrique d'un photon gamma γ avec le cristal scintillateur 7 de l'un des capteurs 6 du système de TEP 1.
Ainsi, pour chaque interaction photoélectrique du photon gamma γ avec le cristal scintillateur 7, une première quantité d'énergie Ei proche de la valeur du pic photoélectrique correspondant à la position d'interaction est mesurée à la première extrémité 7a du cristal scintillateur 7 (avec toutefois une erreur aléatoire de mesure due surtout aux fluctuations statistiques) et une deuxième quantité d'énergie E2 proche de la valeur du pic photoélectrique correspondant à la position d'interaction est mesurée à la deuxième extrémité 7b du cristal scintillateur 7 (avec toutefois une erreur aléatoire de mesure due surtout aux fluctuations statistiques) (Etape A sur la figure 2). Les première xi et deuxième x2 estimations de la position d'interaction sont ensuite calculées à partir des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse mesurées et des première fi et deuxième f2 fonctions établies lors de l'étape d'étalonnage (Etape B sur la figure 2).
Si le calcul théorique a été mis en œuvre, la position d'interaction x est calculée directement à partir de la moyenne pondérée des première et deuxième estimations, par l'équation : x = w1 x1 + w2 x2 où les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération sont calculés pour chaque interaction photoélectrique en fonctions des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse, selon les équations (1), (2) ou (3) précitées (Etape C sur la figure 2).
Si la méthode empirique a été mise en œuvre, une grandeur représentative de la position d'interaction x est d'abord calculée. Cette grandeur représentative de la position d'interaction x est, par exemple, la DOI lorsque la troisième fonction a été établie entre le premier coefficient de pondération wi optimal et la DOI. Dans la variante dans laquelle la troisième fonction relie le premier coefficient de pondération wi optimal à la position prédéterminée, la grandeur représentative de la position d'interaction x peut être une estimation conventionnelle de la position d'interaction utilisant, par exemple, la DOI ou la
E
fraction v = -— .
Figure imgf000019_0001
La troisième fonction permet alors de déterminer le premier coefficient de pondération wi correspondant soit à la DOI soit à l'estimation conventionnelle de la position d'interaction. Le deuxième coefficient de pondération, w2 = 1 - wl s puis la moyenne pondérée des première et deuxième estimations peuvent ensuite être calculés (Etape C sur la figure 2). Comme il apparaît de ce qui précède, chacun des premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération peut être fonction de l'ensemble des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse mesurées. Le premier coefficient de pondération wi typiquement est supérieur au deuxième coefficient de pondération w2 lorsque la première quantité d'énergie lumineuse Ei est supérieure à la deuxième quantité d'énergie lumineuse E2, et le deuxième coefficient de pondération w2 est supérieur au premier coefficient de pondération wi lorsque la deuxième quantité d'énergie lumineuse E2 est supérieure à la première quantité d'énergie lumineuse Ei. Le procédé de calcul décrit ci-dessus peut être mis en œuvre par l'unité de traitement par l'intermédiaire de tout dispositif approprié. A titre d'exemple non limitatif, un produit programme d'ordinateur comprenant les instructions correspondantes peut être enregistré sur un support, de toute nature appropriée, lisible par l'unité de traitement électronique. Sur la figure 1, par exemple, le produit programme d'ordinateur peut être enregistré sur un disque dur, un CD, une clé USB ou autre relié à un ordinateur 11 connecté au système de TEP 1. Le procédé peut toutefois être mis en œuvre sur un microprocesseur (y compris DSP) ou sur un FPGA.
Le procédé de calcul selon l'invention permet d'améliorer la résolution spatiale du calcul de la position d'interaction x le long du cristal scintillateur et, en particulier, au voisinage des extrémités du cristal scintillateur 7.
Les figures 7 à 9 illustrent chacune les résolutions spatiales du calcul de la position d'interaction le long du cristal scintillateur obtenues avec le procédé de calcul selon l'invention et avec un procédé de calcul conventionnel. Le procédé de calcul selon l'invention utilise l'équation (2) du calcul théorique du Aw avec k=0,65 pour les prototypes 1 et 2 (figures 7 et 8), et l'équation (3) du calcul théorique du Aw avec C=0,28 pour le prototype 3 (figure 9). Le procédé de calcul conventionnel utilise le ratio E2/Ei. Les figures correspondent à la mise en œuvre du procédé de calcul selon l'invention et du procédé de calcul conventionnel pour trois prototypes différents de cristal scintillateur 7. Les prototypes en question présentent sur les faces latérales des rainures obtenues par gravures laser ; ils se distinguent par des différentes caractéristiques des rainures, notamment par leur profondeur et leur fréquence.
Le tableau ci-dessous donne la résolution (en mm) de la position d'interaction le long du cristal scintillateur 7 obtenue par le procédé de calcul conventionnel, sans pondération, et par le procédé de calcul selon l'invention avec pondération. Le prototype 3 (figure 9) est celui retenu pour la réalisation d'une maquette de scanner TEP, en raison du moindre coût de fabrication et de la meilleure résolution en position (avec une méthode utilisant la pondération). C'est également avec le prototype 3 qu'on a observé l'amélioration la plus importante de la résolution en position (37,9% en moyenne) grâce à l'utilisation de la méthode pondérée décrite dans le présent document.
Procédé de calcul conventionnel, Procédé de calcul selon l'invention, avec sans pondération pondération
Position au long du profil,
mm
Proto 1 Proto 2 Proto 3 Proto 1 Proto 2 Proto 3
(zéro au centre)
-28,50000 4,1520 4,3136 7,0975 3,1993 3,4786 2,3130
-25,50000 3,9604 4, 1263 6,2897 3,3222 3,5050 2,5105
-22,50000 3,8838 3,8869 5,3185 3,3028 3,3632 2,4194
-19,50000 3,7064 3,6612 4,8244 3,1789 3, 1267 2,7640
-16,50000 3,5285 3,7142 4,3238 3,1943 3,5191 2,7171
-13,50000 3,4444 3,5063 3,9098 3,1523 3,2506 2,8233
-10,50000 3,4439 3,4211 3,5835 3,1808 3,2185 2,9471
-7,50000 3,3711 3,4806 3,2699 3,2678 3,4097 2,9458
-4,50000 3,3566 3,3860 3,1354 3,2863 3,3314 3,0090
-1,50000 3,3095 3,3914 3,0414 3,2900 3,3629 2,9939
1,50000 3,2981 3,5275 3,0888 3,2973 3,4903 3,0289
4,50000 3,3176 3,4361 3,2134 3,2922 3,3963 3,0203
7,50000 3,3998 3,4786 3,4049 3,3980 3,3958 3,0152
10,50000 3,3973 3,4854 3,5431 3,2989 3,3313 2,8624
13,50000 3,4279 3,5707 3,7996 3,2868 3,3330 2,7389
16,50000 3,5471 3,5917 4,2019 3,3552 3,4033 2,7026
19,50000 3,6058 3,7369 4,5985 3,3045 3,2377 2,6092
22,50000 3,7901 3,9120 5,1576 3,2927 3,2799 2,5234
25,50000 3,9932 4,0275 5,9007 3,4992 3,3970 2,4251
28,50000 4,3971 4,4315 6,8642 3,7461 3,7119 2,6258
Résolution moyenne sur
toute la longueur, mm 3,62 3,70 4,43 3,31 3,38 2,75
Amélioration due à la
pondération (moyenne sur 8,55% 8,83% 37,9% toute la longueur), %
Résolution aux extrémités
(moyenne des 2 extrémités), 4,27 4,37 6,98 3,47 3,60 2,46 mm
Amélioration due à la
18,76% 17,78% 64.7% pondération (aux
Figure imgf000022_0001
Tableau

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de calcul de position d'interaction d'un photon gamma avec un cristal scintillateur (7) dans un capteur (6) d'un système de tomographie par émission de positons (TEP) (1), ledit procédé de calcul comprenant les étapes suivantes :
A- mesurer à des première (7a) et deuxième (7b) extrémités opposées du cristal scintillateur (7) des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse représentatives d'une scintillation provoquée par une interaction photoélectrique du photon gamma avec le cristal scintillateur (7),
B- déterminer des première et deuxième estimations de la position d'interaction respectivement à partir des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse mesurées, C- calculer la position d'interaction à partir d'une moyenne pondérée des première et deuxième estimations.
2. Procédé de calcul selon la revendication 1, dans lequel, au cours de l'étape C, la position d'interaction x est calculée à partir de l'équation :
x = wl xl + w2 x2
où xi = fi (Ei) est la première estimation, fi étant une première fonction reliant la première estimation xi à la première quantité d'énergie lumineuse Els x2 = f2 (E2) est la deuxième estimation, f2 étant une deuxième fonction reliant la deuxième estimation x2 à la deuxième quantité d'énergie lumineuse E2,
wi est un premier coefficient de pondération pour la première estimation xls w2 est un deuxième coefficient de pondération pour la deuxième estimation x2, avec wi + w2 = 1.
3. Procédé de calcul selon la revendication 2, dans lequel chacun des premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération est fonction de l'ensemble des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse mesurées.
4. Procédé de calcul selon la revendication 2 ou 3, dans lequel le premier coefficient de pondération wi est supérieur au deuxième coefficient de pondération w2 lorsque la première quantité d'énergie lumineuse Ei est supérieure à la deuxième quantité d'énergie lumineuse E2, et le deuxième coefficient de pondération w2 est supérieur au premier coefficient de pondération wi lorsque la deuxième quantité d'énergie lumineuse E2 est supérieure à la première quantité d'énergie lumineuse Ei.
5. Procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, comprenant, préalablement à l'étape A, une étape d'étalonnage prévoyant de :
- émettre une pluralité de photons gamma vers le cristal scintillateur en une pluralité de positions prédéterminées le long du cristal scintillateur,
5 - pour chaque position prédéterminée, mesurer les première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse,
- déterminer par interpolation la première fonction fi et la deuxième fonction f2.
6. Procédé de calcul selon la revendication 5, dans lequel, après la mesure des 10 première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse, l'étape d'étalonnage prévoit de :
- construire des histogrammes des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse pour chaque position,
- déterminer des pics photoélectriques à partir des histogrammes, les première et deuxième 15 fonctions étant déterminées à partir des pics photoélectriques.
7. Procédé de calcul selon la revendication 5 ou 6, dans lequel l'étape d'étalonnage prévoit en outre de déterminer les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération à partir d'un calcul théorique, ledit calcul théorique comprenant :
20 - un calcul d'une incertitude de mesure de la position d'interaction x,
- un calcul des premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération réduisant l'incertitude de mesure de la position d'interaction x à un minimum.
8. Procédé de calcul selon la revendication 7, dans lequel le calcul de l'incertitude de 25 mesure de la position d'interaction x comprend :
- un calcul des fluctuations statistiques d'un nombre de photons lumineux produisant une énergie lumineuse qui sont émis par le cristal scintillateur lors de l'interaction avec le photon gamma, et qui se propagent dans le cristal scintillateur, et
- un calcul des variations d'une énergie déposée par le photon gamma dans le cristal 30 scintillateur lors de l'interaction avec le cristal scintillateur et transformée en énergie des photons lumineux.
9. Procédé de calcul selon la revendication 8, dans lequel les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération sont donnés par les équations :
„ Eref · Ε2 · (^ (Ε2))2 - ^ · Ε2 (Ε,ΗΕ, - f/ CEJ - E^ CE,))
W — ; ; ; ; , et
Eref · Et · (ft (Ej ))2 + Eref · E2 · (f2 (E2))2 + C2 · (Et · ft (Et ) - E2 · f2 (E2))2 w2 = 1 - wi, où fi' et f2' sont respectivement les dérivées premières des première fi et deuxième f2 fonctions exprimant respectivement les première xi et deuxième x2 estimations de la position en fonction des première Ei et deuxième E2 quantités d'énergie lumineuse,
Eref est une quantité d'énergie lumineuse de référence, par exemple égale à une quantité d'énergie lumineuse E0 mesurée à chacune des première et deuxième extrémités du cristal scintillateur lorsque la position d'interaction est située à équidistance des première et deuxième extrémités,
^ " E _ dep ^ ^ dep
I E ref
avec σΕ dep , écart-type de l'énergie déposée dans le cristal scintillateur lors de l'interaction,
Edep, énergie déposée moyenne,
σε0 stat > écart-type de la quantité d'énergie mesurée à l'une des extrémités résultant des fluctuations statistiques du nombre de photons lorsqu'un pic photoélectrique est égal à Eref.
10. Procédé de calcul selon la revendication 9, dans lequel les première et deuxième estimations sont données par les équations :
en supposant Eref = E0
Figure imgf000025_0001
où βι et β2 sont des constantes obtenues par interpolation avec βι ~ β2, et les premier et deuxième coefficients de pondération sont donnés par les équations
1 - Aw 1 + Aw
w, = et w = ,
1 2 2 2
avec Aw = w2 - wl choisi parmi l'une des équations suivantes :
Figure imgf000025_0002
^ 2 ~ Et
Aw
Ej + E2 + 4 · Ε0 - C2 '
11. Procédé de calcul selon la revendication 5 ou 6, dans lequel l'étape d'étalonnage prévoit en outre de déterminer les premier wi et deuxième w2 coefficients de pondération à partir d'une méthode empirique, ladite méthode empirique comprenant :
- pour chaque position prédéterminée, une détermination expérimentale du premier coefficient de pondération optimal, - une détermination par interpolation d'une troisième fonction reliant le premier coefficient de pondération optimal à une grandeur représentative de la position prédéterminée, l'étape C comprenant :
- un calcul d'une grandeur représentative de la position d'interaction,
- une détermination, par l'intermédiaire de la troisième fonction, du premier coefficient de pondération correspondant à la grandeur représentative de la position d'interaction calculée,
- un calcul du deuxième coefficient de pondération, en utilisant l'équation w2 = 1 - wi,
- un calcul de la position d'interaction à partir de la moyenne des première et deuxième estimations pondérée par le premier coefficient de pondération déterminé et le deuxième coefficient de pondération calculé.
12. Procédé de calcul selon la revendication 11, dans lequel, au cours de la méthode empirique, la détermination expérimentale du premier coefficient de pondération optimal pour chaque position prédéterminée comprend :
- une émission d'une pluralité de photons gamma vers le cristal scintillateur,
- pour chaque interaction photoélectrique, la mesure des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse et la détermination des première et deuxième estimations,
- un calcul du premier coefficient de pondération supposant w2 = 1 - wi et donnant une dispersion minimale des positions d'interaction calculées à partir des moyennes pondérées des première et deuxième estimations.
13. Procédé de calcul selon la revendication 11 ou 12, dans lequel la grandeur représentative de la position prédéterminée est choisie parmi une profondeur d'interaction
E - E
DOI, telle que DOI =— - , et la position prédéterminée elle-même, la grandeur
Ej + E2
représentative de la position d'interaction étant choisie respectivement parmi la profondeur d'interaction DOI et une estimation conventionnelle de la position d'interaction.
14. Dispositif comprenant un support lisible par une unité de traitement électronique et contenant des instructions permettant à l'unité de traitement de mettre en œuvre le procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 13.
15. Système de tomographie par émission de positons (TEP) (1) comprenant :
- une chambre de détection (5) s'étendant autour d'un axe (A) et comportant une pluralité de capteurs (6), chacun des capteurs (6) comprenant :
un cristal scintillateur (7) adapté pour absorber un photon gamma et pour émettre des photons lumineux produisant une énergie lumineuse lors de l'interaction avec le photon gamma, le cristal scintillateur (7) s 'étendant entre des première (7a) et deuxième (7b) extrémités opposées,
au moins des premier (8a) et deuxième (8b) photo-détecteurs placés respectivement aux première (7a) et deuxième (7b) extrémités, lesdits premier (8a) et deuxième (8b) photo -détecteurs étant adaptés pour détecter respectivement des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse représentatives d'une interaction photoélectrique issue de l'interaction du photon gamma avec le cristal scintillateur (7), et pour générer des signaux électriques représentatifs des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse,
- une unité de traitement électronique (10) connectée aux premier (8a) et deuxième (8b) photo -détecteurs et adaptée pour mettre en œuvre le procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 13.
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Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4852056A (en) * 1986-06-20 1989-07-25 The University Of Michigan Multiple sensor position locating system
EP0530948A1 (fr) * 1991-06-07 1993-03-10 Digital Scintigraphics, Inc. Système et procédé pour l'analyse de la position
US5793045A (en) * 1997-02-21 1998-08-11 Picker International, Inc. Nuclear imaging using variable weighting
US6124595A (en) * 1994-09-16 2000-09-26 Engdahl; John C. Gamma ray imaging detector with three dimensional event positioning and method of calculation
US6403961B1 (en) * 1998-09-25 2002-06-11 Is2 Research Inc. Image generation method
US20070090298A1 (en) * 2005-10-20 2007-04-26 Yiping Shao Method To Determine The Depth-Of-Interaction Function For PET Detectors

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4852056A (en) * 1986-06-20 1989-07-25 The University Of Michigan Multiple sensor position locating system
EP0530948A1 (fr) * 1991-06-07 1993-03-10 Digital Scintigraphics, Inc. Système et procédé pour l'analyse de la position
US6124595A (en) * 1994-09-16 2000-09-26 Engdahl; John C. Gamma ray imaging detector with three dimensional event positioning and method of calculation
US5793045A (en) * 1997-02-21 1998-08-11 Picker International, Inc. Nuclear imaging using variable weighting
US6403961B1 (en) * 1998-09-25 2002-06-11 Is2 Research Inc. Image generation method
US20070090298A1 (en) * 2005-10-20 2007-04-26 Yiping Shao Method To Determine The Depth-Of-Interaction Function For PET Detectors

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
SHAO Y ET AL: "DESIGN STUDIES OF A HIGH RESOLUTION PET DETECTOR USING APD ARRAYS", IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, IEEE SERVICE CENTER, NEW YORK, NY, US, vol. 47, no. 3, PART 03, 1 June 2000 (2000-06-01), pages 1051 - 1057, XP000992010, ISSN: 0018-9499, DOI: 10.1109/23.856546 *
SHIMIZU K ET AL: "DEVELOPMENT OF 3-D DETECTOR SYSTEM FOR POSITRON CT", IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, IEEE SERVICE CENTER, NEW YORK, NY, US, vol. 35, no. 1 OF 02 PARTS, 1 February 1988 (1988-02-01), pages 717 - 720, XP000119792, ISSN: 0018-9499, DOI: 10.1109/23.12818 *

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