WO2020254649A1 - Procede d'imagerie utilisant conjointement une reconstruction pet et une reconstruction compton, de preference en compton 3d - Google Patents

Procede d'imagerie utilisant conjointement une reconstruction pet et une reconstruction compton, de preference en compton 3d Download PDF

Info

Publication number
WO2020254649A1
WO2020254649A1 PCT/EP2020/067232 EP2020067232W WO2020254649A1 WO 2020254649 A1 WO2020254649 A1 WO 2020254649A1 EP 2020067232 W EP2020067232 W EP 2020067232W WO 2020254649 A1 WO2020254649 A1 WO 2020254649A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
compton
pet
views
imaging
reconstruction
Prior art date
Application number
PCT/EP2020/067232
Other languages
English (en)
Inventor
Alain Iltis
Original Assignee
Damavan Imaging
A.N.D.R.A (Agence Nationale Pour La Gestion Des Dechets Radioactifs)
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Damavan Imaging, A.N.D.R.A (Agence Nationale Pour La Gestion Des Dechets Radioactifs) filed Critical Damavan Imaging
Priority to EP20737365.5A priority Critical patent/EP3987314A1/fr
Priority to US17/620,574 priority patent/US11898972B2/en
Publication of WO2020254649A1 publication Critical patent/WO2020254649A1/fr

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/1603—Measuring radiation intensity with a combination of at least two different types of detector
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/20—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by using diffraction of the radiation by the materials, e.g. for investigating crystal structure; by using scattering of the radiation by the materials, e.g. for investigating non-crystalline materials; by using reflection of the radiation by the materials
    • G01N23/20066—Measuring inelastic scatter of gamma rays, e.g. Compton effect
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/40—Imaging
    • G01N2223/401—Imaging image processing

Definitions

  • TITLE IMAGING PROCESS USING JOINTLY A PET RECONSTRUCTION AND A COMPTON RECONSTRUCTION, OF
  • the present application relates to the field of imaging and more particularly to the imaging of sources of gamma rays.
  • the invention relates to a gamma ray detection imaging system and methods combining Compton camera type detection and Positron Emission Tomography (PET) type coincidence detection.
  • PET Positron Emission Tomography
  • the invention further relates to the use of the imaging and / or detection system in the fields in particular of astronomy, industry, in particular nuclear, and the medical or veterinary field.
  • the imaging of gamma ray sources (the energy of which is generally greater than 30 KeV) is carried out essentially for medical diagnostic purposes around three techniques: PET, SPECT and the Compton Camera.
  • SPECT is based on scintigraphy and makes it possible to produce three-dimensional images and reconstructions of organs and their metabolism by means of a set of gamma cameras rotating around a patient.
  • the SPECT can use several gamma ray energies, for example less than or equal to 300 KeV, but the lead collimator which allows to know the trajectory of the rays absorbs more than 99%.
  • PET generally uses a ring of segmented detectors.
  • radiopharmaceutical compounds emitting positrons. These give rise to a pair of 51 1 keV photons of which it is possible to locate the emission source thanks to their simultaneous detection on the ring of detectors (coincidence detection).
  • the radioelements used for PET have a short life and are therefore often expensive.
  • PET imaging is functional imaging that is very attractive to guide medical intervention with an image that clearly indicates where the source of the radiation that is observed is located. This is particularly the case in Oncology where the emission of rays is concentrated on tumors and makes it possible to differentiate the latter from healthy tissues.
  • PET imaging is also widely used in preclinical imaging on rats or mice to observe biological processes in vivo.
  • PET imaging is also the imaging technology which makes it possible to obtain the most precise images currently (signal / noise ratio and angular resolution), for energetic gamma radiation of 51 1 keV.
  • one of the key points in PET imaging is the precise measurement of the time of flight of 51 1 keV photons from their place of emission. This measurement of time of flight is all the better as the thickness of the scintillator traversed is thin.
  • a large part of the photons is not detected correctly because the probability of detection increases with the thickness of the scintillator crossed.
  • PET imagers usually consist of a complete ring around the patient (or any object) with a diameter of about 80cm for a width of over 20cm and a scintillator thickness of 20mm.
  • This ring configuration is imposed by the very small field of view of PET. Indeed, only the interactions in coincidence between two detectors are observed there, which imposes a reduced solid angle for each event in ring.
  • This configuration makes their use difficult to envisage in the context of a surgical operation.
  • PET scanners are very expensive (around two million euros) due to the volume of detectors required.
  • the doses of radioactivity injected into the mice are very high, which can disrupt the processes. physiological that one wishes to observe.
  • it would be advantageous to be able to drastically reduce the injected dose for example a dose less than or equal to 1 MBq in the vicinity of the organ to be treated.
  • the Compton camera like the SPECT, makes it possible to make an image regardless of the energy of the gamma radiation, but unlike the SPECT, all the photons can contribute to the image.
  • the applications of the Compton camera are still often limited today, in particular because of its cost, the high level of noise on the images and the difficulty of obtaining precise reconstructions.
  • scintillating crystals are used to produce an image of gamma radiation sources, one comes up against the probabilistic nature of the gamma photon / matter interaction. We notice essentially two effects.
  • the first effect resides in the fact that the gamma photon can be absorbed at any depth on its propagation path (“Depth of Interaction” effect according to the English terminology).
  • the second effect is that all current imaging systems (pixel matrix or Anger camera) are based on the postulate that the place where the maximum light emission takes place is the place where the gamma photon has been detected. Because of the Compton deviation, this assumption is correct as long as we consider the mean value of a large number of events.
  • the error on the position, may be of several millimeters. The solution adopted is then to reject the events for which the energy deposited is not correct.
  • the arrival time of the first photons on each pixel makes it possible to determine the position of the disc (and therefore of the cone) of the non-scattered photons, which makes it possible to improve the precision of the l estimation of the position (in particular in "depth", that is to say parallel to the imaging axis on which the PET detectors are aligned).
  • the use of monolithic crystals for PET scanners has multiple advantages, such as easy access to depth measurement, reduced cost and a potential for high spatial resolution, in particular by using information relating to the depth. distribution of events over time ("temporal imagery", as mentioned above).
  • the fastest scintillating crystals today are Lanthanum halides, such as CeBr3 or LaBr3: This emits up to 4 times more photons during the first nanosecond than LYSO: This is often used in the field today. .
  • these lanthanum halides are the best candidates for temporal imaging.
  • these crystals are very delicate to use because they are extremely sensitive to atmospheric conditions (especially hydrometry), which restricts their use in the form of monolithic crystals.
  • the use of monolithic crystals comes up against a paradox with regard to the measurement of the time of arrival of photons.
  • the measurement of the arrival time of the first photons should be more precise in a monolithic crystal than in a detector in the form of a matrix (ie, pixelated) of scintillating crystals, in particular due to the absence of optical deviation from the place of emission.
  • a matrix ie, pixelated
  • the first photon detected by a given pixel is very likely to have undergone multiple reflections on the lateral faces of the crystal before being collected by the photodetector and the information on the real time d. The program will therefore be imprecise, if not totally lost.
  • the present application also proposes solutions to this paradoxical problem.
  • the spatial resolution, signal / noise ratio of PET imagers are limited by many factors: the thermalization of the positron, the non-collinearity of 51 1 keV photons, the structure of the detectors, the large proportion of recorded events due to fortuitous coincidences, to diffused pairs. These unwanted events affect the measurement of activity and increase noise in the reconstructed images.
  • the time-of-flight information provides improvements but is limited by the precision of the time measurement. Theoretical studies show that if we could obtain a flight time of 30 pico seconds, there would be no need for sophisticated reconstruction of the image, it would be perfectly clear.
  • the flight time is not very relevant today on small scanners (brain for example) or small animal imaging, the scanner being less than 30 centimeters in diameter.
  • the diameter of the PET rings being the limiting factor for very large fields imaging (horses, ...)
  • the best current PET scanners have a flight time of 240 picoseconds FWHM which corresponds to an average length of LOR of six centimeters compared to eighty centimeters without flight time.
  • PET imaging which has fewer drawbacks than the prior art, in terms of acquisition time, speed of convergence of the algorithms, quality of the reconstructed images, and possibilities of small field imaging (small animal type, brain %) and very large field (horses, ).
  • the present invention provides a device, system and method for PET and COMPTON 3D imaging making it possible to overcome at least part of the drawbacks of the prior art.
  • the "PET and Compton” or conversely “Compton and PET” imaging method denotes an imaging method using jointly a PET reconstruction and a Compton 3D reconstruction.
  • the invention relates to a PET and Compton imaging method implemented by a device comprising at least one facing PET module, characterized in that it comprises at least one Compton cameras producing at least one. Compton view, the acquisition fields of said PET and Compton views having at least one overlap zone covering the object to be imaged.
  • Such an imaging method coupling the PET and at least one Compton camera allows the Compton image to be able to truncate the LORs (response lines) of the PET imaging with accuracy better than 2 cm.
  • said device allows the following steps to be carried out:
  • the invention also relates to a PET and Compton imaging method implemented by a device comprising at least one Compton camera producing at least one Compton view from at least two positions, preferably three, among three known positions distributed over at least one of the three axes (X, Y, Z) of a trihedron, the acquisition fields of said views having at least one overlap zone covering the object to be imaged .
  • a device comprising at least one Compton camera producing at least one Compton view from at least two positions, preferably three, among three known positions distributed over at least one of the three axes (X, Y, Z) of a trihedron, the acquisition fields of said views having at least one overlap zone covering the object to be imaged .
  • said PET and Compton imaging method comprises an additional step of filtering the LORs passing through a dense zone by considering the probability of association of a LOR with said dense zone.
  • said PET and Compton imaging method comprises at least one Compton multi-capture camera.
  • said PET and Compton imaging method contains a PET and Compton tomographic reconstruction method taking into account at least three separate Compton views locating the object to be imaged, defining the contours of the dense zone and guiding LOR segmentation.
  • said PET and Compton imaging process contains a PET and Compton reconstruction method in which only the intersections of cones from 3 different views locating the object to be imaged, defining the contours of dense area and guiding LOR segmentation.
  • said PET and Compton imaging method contains an additional step in which the location of the site of emission of the photons is determined by the intersection between a Compton cone an LOR in the case for example where the radioelement emits a gamma photon in coincidence with the emission of a positron (e.g. 22Na, 41 Sc, etc ).
  • a positron e.g. 22Na, 41 Sc, etc .
  • said PET and Compton imaging method contains an additional step in which the location of the site of emission of the photons is determined for the radionuclides which are emitters of at least two types of radiation, in particular a positron and a gamma ray, by the intersection between a Compton cone a LOR.
  • said PET and Compton imaging method is capable of measuring the time of flight of the photon in coincidence with the PET emission.
  • said PET and Compton imaging process contains a Compton analysis process, used in the case where the intensity of the source is identical between several views, to filter the parasitic events for which said intensity of the source does not satisfy the law of the inverse of squared distances, not varying like 1 / d 2 on each of the views, d being the distance from the source to the camera on each of the views.
  • the invention further relates to a PET and Compton imager comprising at least one Compton camera capable of producing at least one Compton view, at least two PET cameras capable of performing coincident acquisitions for the setting. implementation of the method according to the features described above.
  • said imager comprises hybrid PET and Compton cameras.
  • the Compton camera has a temporal resolution which allows it to measure the time of flight from the place of emission (case of radionuclides generating the emission in any way of 3 photons).
  • the intersection of the Compton cone with the LOR linked to the decay of the positron gives two straight line segments.
  • the times of flight measured on the two coinciding detectors and on the Compton camera then often make it possible to exclude one of the two line segments on the basis of a single discrimination based on the times of flight (TOF).
  • said imager is coupled to a third imaging modality (CT-Scan or MRI ...) facilitating the fusion of images for a better diagnosis.
  • CT-Scan or MRI
  • At least one of the Compton cameras of said imager is mounted on at least one device provided with at least one motor which can successively and / or simultaneously move in all directions in space and be oriented along Euler angles, either in automatic mode or in manual mode.
  • the invention also relates to the use of said PET and Compton imager according to at least one of the particularities described in the health field, in the veterinary field and in industry.
  • the invention relates to the use of said PET and Compton imager to produce images with at least one tracer capable of generating photons of different energies.
  • the invention provides imaging improvement kits, to transform PET imagers, CT-Scan, PET / CT and / or PET / MRI imagers, MRI imagers compatible with the process. according to the characteristics described.
  • Said Enhancement Kit contains a device capable of providing at least one view, preferably three separate Compton views in the three directions of space.
  • said improvement kit further contains a reconstruction module implementing a reconstruction algorithm combining the acquisitions of the PET imager and of said Compton three-view device for the implementation of the method according to the particularities described.
  • said improvement kit contains a reconstruction module implementing a reconstruction algorithm combining the acquisitions of the imager and of said device with three Compton views and two PET cameras for the implementation of the method according to the characteristics described.
  • said improvement kit contains a reconstruction module implementing a reconstruction algorithm combining the acquisitions of the MRI imager and of said device with three Compton views and two PET cameras for the implementation of the process according to the features described.
  • FIG. 1 is a schematic representation of classic Compton imaging of the prior art
  • FIG. 9 a is a schematic representation of two cones in two separate views.
  • FIG. 9. b is the schematic representation of the area of intersection of these two cones and of its volume.
  • FIG. 9.c] and FIG. 9.d] are the images of two sources ( 22 Na and 1 37 Cs) detected by two distinct views according to one embodiment of the invention (reconstructed image (MLM / MLEM) from said two views according to the X axis [Fig. 9.c], along the Z axis [Fig. 9.d]: - I Fig. 10] is a schematic representation of three Compton cameras distributed over the three axes (X, Y, Z) of a trihedron centered in O, o [Fig. 11.a] is a schematic representation of three cones in three distinct views. o [Fig. 11. b] is a schematic representation of the area of intersection of said three cones and of its volume. o The [Fig.
  • FIG. 12. a represents the XZ section obtained by “classical” 3D reconstruction by considering all the intersections between Compton cones. The position of the 2 sources is clearly visible but the image shows many artefacts.
  • o represents the same section XZ obtained by reconstruction according to the invention using only the multi-view intersections and clearly showing the position of the two sources and the virtual disappearance of the artefacts.
  • FIG. 13 is a schematic representation of a double emission embodiment of the invention (the 22 Na source simultaneously emits gamma photons of 1, 3 MeV and b + which generate photons of 511 keV) which illustrates a device containing two PET cameras each detecting a 511 keV photon and a Compton camera detecting the 1.3 MeV photon for an implementation of the method of the invention.
  • - [Fig. 14] is a schematic representation of an embodiment of the invention and illustrates a device containing two PET cameras each detecting a 511 keV photon and three Compton cameras locating a dense zone centered on a trihedron whose origin is the point of departure of the source which coincides with the point of intersection of the Compton cones.
  • the present invention relates to an imaging system and method jointly using a PET-type coincidence reconstruction and a single-photonic reconstruction at the same energy (511 keV) of the Compton 3D type.
  • a device comprising at least one PET type coincidence detection module.
  • TOF Time Of Flight
  • said device further comprises at least one Compton camera producing at least one Compton view, the acquisition fields of said views having at least one overlap zone covering the object to be imaged.
  • said device comprises one or more Compton cameras producing at least one Compton view from at least one position among three known positions distributed over at least one of the three axes (X, Y, Z) of a trihedron ([Fig. 14]) of which the zone to be imaged is at the origin, the acquisition fields of said views having at least one overlap zone covering the object to be imaged.
  • the desired objective is to locate and delimit the dense areas with the number of views acquired, and required to apply the 3D Compton reconstruction taught in an application filed the same day by the same inventor.
  • the invention relates to a Compton imaging method using one or more Compton cameras.
  • Said Compton cameras produce at least three views [Fig. 10], [Fig. 1 1 .c] (containing the capture centers CC1, CC2, CC3 [Fig. 10.]) from three known positions distributed over the three axes (X, Y, Z) each passing through one of the capture centers d one of the Compton cameras.
  • the implementation of said method allows the 3D reconstruction of the image of an object from a minimum of views, preferably three.
  • Such an imaging process coupling PET and at least one Compton camera allows the Compton image to be able to truncate the LORs (response lines) of PET imaging with accuracy better than 2cm.
  • An advantage of using the method of the present invention is to make it possible to reduce the number of views necessary for the reconstruction of the image which imposes constraints (time, dose, cost, etc.). For example, multiplying the number of views has a cost, either in pause time if we have to move the camera to obtain enough views, or in equipment cost if using equipment taking several views simultaneously.
  • the implementation of the method of the present invention makes it possible to combine the advantages of the detection mode of Compton cameras, of the original and novel method of selection of the photons required to reconstruct 3D image.
  • the method of the present invention comprises a 3D Compton reconstruction step requiring less than 10 photons / voxels to reconstruct the image. This is in part due to the finesse of our photon selection method which, by reducing positional uncertainty by acquisition, improves the location accuracy of reconstructive gamma photons.
  • said method allows with very few photons in comparison with current conventional tomographic imagers, to reconstruct 3D images of better or at least equivalent quality.
  • said method allows with very few photons in comparison with current conventional tomographic imagers, to reconstruct 3D images of better or at least equivalent quality.
  • the method of the present invention comprises a step of 2D (or even 3D) Compton reconstruction requiring less than 10 photons / voxels to reconstruct the image. This is in part due to the finesse of our photon selection method which improves the localization accuracy of reconstructing gamma photons for a better image with fewer hits compared to conventional imagers of the same type.
  • a 2D image from a single fixed position, that is to say a single acquisition (planar mode) or 3D with a second position of acquisition.
  • a Compton 3D reconstruction is carried out from three views, each sampling one of the three directions of space.
  • 11 and I2 are the two points of interaction and the direction of diffusion is given by the line d (11 I2) passing through 11 and I2.
  • the point of absorption I2 apex of the Compton cone is the reference point locating the position of one of the views on one of the axes, the three axes forming a trihedron whose origin O [Fig. 10.] is the point of intersection of said axes.
  • the 1 D, 2D, 3D modes described below must be understood as being the number of spatial directions of view (s).
  • two gamma photons coming from the same source are detected by a Compton camera along one of the axes of the trihedron (1 D mode).
  • a Compton camera along one of the axes of the trihedron (1 D mode).
  • the intersection volumes of the cones are quite large. For example, 2240 cm3 for the intersection volume following a view [Fig. 8.c]
  • the two gamma photons are detected either by two different Compton cameras, each along one of the three axes of the trihedron, or by a single Compton camera capable of successively producing two views, each along two different axes of the trihedron ([Fig. 9.a]; [Fig. 9 b]).
  • Such an arrangement of Compton cameras makes it possible to have two separate shots along two axes of a plane passing through the object to be imaged, the details of the object to be imaged are better circumscribed, better defined and better resolved. than in 1 D mode.
  • One of the advantages of this embodiment is to highlight three problems, an artefact line along the axis of view, the image of the point source is not spherical and has a distortion along the same axes as the artifact, the image computation time is very long.
  • An advantage of this embodiment is that it makes it possible to position the object correctly with a very low number of photons (only ten per voxel against one 50 for an image on at least one single view, for example). According to another particularity, only the intersections of cones originating from the X and Y views in the reconstruction are considered. All XX and YY intersections are eliminated, which has the effect of improving the source location precision, accelerating the convergence of the algorithm, and reducing artifacts due to phantom sources.
  • an observation along the Z axis further reduces the artifacts. Indeed, with this complete observation there is no longer a particular direction according to a view and the artifact is much less marked.
  • one solution offered by the method is, to limit this problem, to observe the system along the Z axis.
  • three gamma photons from the same source are detected, either by three different Compton cameras, each along one of the three axes of the trihedron ([Fig. 10]; [Fig. 12]), or by a single Compton camera capable of producing three views, each along three different axes of the trihedron, or by two cameras, one producing a view along one of the axes of the trihedron and the other successively producing the other two views respectively on the other two axes of the trihedron.
  • the purpose of these different Compton camera layout options is to cover all the possible configurations to ultimately make it possible to obtain three distinct shots along the three axes of a trihedron.
  • the views can be acquired, either simultaneously by three separate Compton cameras, or sequentially by a movement of at least one Compton camera on said 3 axes X, Y and Z of the trihedron.
  • the place of emission (S) of the detected photon coincides with the point of intersection (O) of the X, Y and Z origin axes of the trihedron [Fig. 10.].
  • said trihedron is a trihedron with orthogonal X, Y and Z axes defining three directions of space. Three views following the three directions of space constitute optimal observation conditions for a given source located at the origin of said trihedron, If the field of view is transparent to radiation, the views above and below are equivalent in information, and are those where the axes joining the source to the camera constitute an orthogonal trihedron.
  • the source is simultaneously observed along the 3 axes of the trihedron and only the intersections which include the three viewing angles are considered, in the most general case there are only 8 possible point solutions for the source in space, 8 restricted zones if the cones have a certain thickness due to uncertainties [Fig. 9. a]
  • the method contains a Compton reconstruction method in which only the intersections of cones from different views are retained.
  • One of the advantages being, for example, the improvement of the source localization precision which allows a better reduction of the phantom source artefacts in the reconstructed image. If we compare 2 intersections of cones in 3D mode containing the same source but corresponding to two different groups of photons, the probability that the “phantom” solutions coincide is very low. The reconstruction technique will therefore converge with a very limited number of photons. (To a lesser extent this is also the case when we consider all the intersections).
  • the voxel being the unit of volume image, the geometry of which can be varied as desired in a nonlimiting manner (cubic, cylindrical, spherical, etc.).
  • Another advantage of imposing the presence of cones coming from the 3 views to consider an intersection zone as valid, is that this will considerably accelerate the convergence of the back projection algorithm by removing the irrelevant zones to locate the source.
  • Another advantage is that this reduction of uncertainties leads to reducing the dimensions of the task which contains the image of the source. With three views we have a better angular resolution of the Compton camera.
  • said Compton imaging method further contains a Compton scanning process, used in the case where the intensity of the source is identical between several views, to filter the parasitic events for which said intensity of the source does not satisfy the law of the inverse of squared distances, not varying as 1 / d2 on each of the views, d being the distance from the source to the camera on each of the views.
  • a Compton scanning process used in the case where the intensity of the source is identical between several views, to filter the parasitic events for which said intensity of the source does not satisfy the law of the inverse of squared distances, not varying as 1 / d2 on each of the views, d being the distance from the source to the camera on each of the views.
  • the views of the source are simultaneous, in particular if the absorption of the radiation is negligible, it is possible in most cases to determine which of the two solutions is the correct one because the number of photons detected by each camera should vary as 1 / d2 depending on the distance from the source, which is not generally verified for the "phantom" source.
  • the present invention further relates to a Compton imager comprising at least one Compton camera, capable of producing at least three successive or simultaneous views and implementing the Compton imaging method according to the particularities described above.
  • Said dense area can be located using one Compton view, two Compton views, preferably at least three Compton views, the accuracy of localization along the axis of sight of the Compton camera being low. Additionally, with at least 3 Compton views, artifacts are reduced, contours are better defined, and Compton 3D reconstruction is faster and much better.
  • said device comprises at least one Compton multi-capture camera (using at least two positions of Compton imagery captures taken from at least two different locations).
  • This embodiment makes it easier to define a desired geometry to delimit the localized dense zone. For example, for a view produced with a binocular Compton camera (two capture heads), it is easier to define cylindrical geometries for the voxels of said dense zones located by these binocular Compton cameras. This improves the quality of the reconstructed images.
  • said device is able to locate a dense zone using the intersection of the cones from various distinct views and able to define the contour of said dense zone ([Fig. 14]).
  • said device is able to quantify the activity present in said dense zone by counting the number of cones and thus to estimate the distribution of the radio tracer in said dense zone.
  • said device is able to perform coincident detections by the PET cameras and to associate with each one a response line (LOR) ([Fig.13]).
  • LOR response line
  • the 3D Compton reconstruction described above is used to reconstruct the 3D image of the localized dense zone and then calculate a 3D detection probability map from the image.
  • the 3D Compton reconstruction gives a 3D density map of the valid interactions (multi-views for example) resulting from the detected Compton events. This map is used to calculate voxel / voxel a probability map of the presence of gamma emission in this voxel.
  • the filtering is performed by assigning to each segment of the LOR PET crossing the Compton voxel the associated probability. This filtering process is similar to that used in Time of Flight type PET scanners. In these scanners for each LOR we define a source position probability distribution as a function of the relative arrival times of the photons on the two coinciding detectors.
  • said device is able to select a beam on the basis of a plurality of LORs and of the zone of intersection between said beam and said dense zone.
  • the spatial resolution of a Compton camera is an angular resolution. The closer you get to the detector, the smaller the spatial resolution. In the case of imaging specific to an organ, for example the brain, if it is possible to approach the Compton camera at 10cm from the organ, the spatial resolution of the Compton image will then be 3mm, which would be equivalent to a TOF of 10 ps [00112]
  • the PET and Compton imaging process comprises an additional step of electronically filtering the LORs passing through a dense zone by considering the probability of association of an LOR with said dense zone.
  • said device is able to segment LORs of the beam passing through said dense zone.
  • the source By delimiting said dense zone where there is a high concentration of activity, the source is located. Then, by segmenting the LORs crossing said dense zone along its contours, the uncertainty about the real source position is reduced. This step of the process is decisive in optimizing the position of the source, makes it possible to produce a very precise local image, to accelerate the reconstruction algorithms, to reduce the dose required for imaging.
  • the time-of-flight information is useful for improving the image quality, the acquisition time, reducing the dose, etc.
  • the best current PET imagers have a flight time of 240 ps FWHM which corresponds to an average LOR length of 6 cm. This length is great compared to the intrinsic spatial resolution of scanners of the order of three or four (3 ⁇ 4) millimeters (mm). As a result, it is not possible to obtain an image directly by positioning the line segments in space. You have to go through a sinogram and a complex reconstruction process. However, the 6 cm section considerably improves the spatial resolution of the reconstructed images.
  • the LOR segmentation method of the present invention based on the contours of the dense zone localized by Compton cameras makes it possible to obtain LORs of 1 cm which is impossible for current imagers and contributes to reducing artefacts and improving resolution. spatial. Indeed, an essential contribution of Compton cameras to the device is to allow the production of a precise 3D Compton image of dense zones of sizes of approximately 1 cm for a point source and their localization. Also, the temporal resolution of our cameras ( ⁇ 250 ps) facilitates the implementation of the method of the present invention because it is possible to obtain a measurement of Time of flight between the emission and the Compton camera in the event that an event is detected by the PET.
  • a single Compton sight is required to locate the source.
  • the LORs from the PET scanner are intersected with a "two-dimensional" Compton image acquired from a single Compton view.
  • the position of the source will be precise (at 1 cm for example) in the direction perpendicular to the sight of the camera (X, Y) and degenerate along the sight axis (Z axis).
  • the source in the case where the source emits a gamma photon at the same time as a positron ( 22 Na, 41 Sc, etc.) only one Compton view is necessary to locate the source .
  • the two 51 1 keV photons having been detected jointly by the PET cameras and the third photon detected by the Compton camera alone in the same time window.
  • This embodiment is suitable for radionuclides which simultaneously emit two types of radiation, betas plus (b + ) and gamma (y), for example 22 Na, 41 Sc etc.
  • betas plus (b + ) and gamma (y) for example 22 Na, 41 Sc etc.
  • b + betas plus
  • gamma (y) for example 22 Na, 41 Sc etc.
  • two photons of 51 1 keV are detected and a third of different energy (1.3 MeV for 22 Na for example) also emitted during the disintegration of said radionuclide.
  • the very good temporal resolution ( ⁇ 250 ps) of certain Compton cameras, equivalent to that of PET cameras, allows the detection of the three events by measuring the flight times between source / PET detectors but also source / camera.
  • the 3D localization of a source can be achieved by at least three separate views.
  • the two 51 1 keV photons are jointly detected by the PET cameras and the third photon detected by the Compton camera in the same time window.
  • the intersection between the Compton cone from the Compton camera and the LOR joining the two PET cameras gives the place emission of the three photons detected.
  • the three vents all coming from the same atom also give here a quasi-deterministic localization of said place of emission (two zones of cone / LOR intersections).
  • the measurement of the impact times of the photons on the two PET detectors and on the Compton camera makes it possible to estimate the source / detector distance on the LOR and on the cone. We must therefore intersect a slice of a cone for the Compton with a line segment for the LOR. In this mode, a single Compton camera is sufficient. In this mode we can also make a Compton image with the photon co-emitted with the beta plus.
  • the gamma co-emitted with beta-plus. being emitted in all directions of space, it is possible, by energy windowing of the PET cameras, centered on 1, 3 MeV, to filter the 51 1 KeV and we thus have, at the end of said windowing three views at 1.3 MeV, the possibility of performing an imaging at 1.3 MeV of the source.
  • said method contains an additional step in which the location of the site of emission of the photons is determined for the radionuclides which are emitters of at least two types of radiation simultaneously (for example 22 Na , 41 Sc) by the intersection between a Compton cone an LOR.
  • said device contains a Compton camera capable of measuring the time of flight of the photon in coincidence with the PET emission.
  • the intersection of the two objects will in the general case give two LOR segments 1 cm in length and 3-4 mm in diameter. Furthermore, since the arrival time of the third photon on the Compton camera is available, it is possible in most cases to exclude one of the two positions due to the TOF, either Compton or PET. In the case where one of the two positions can be excluded, there is a deterministic image without reconstruction of the emission zone. Two or three Events of this type by Voxel are sufficient to obtain a perfect image of the object and allow a marked reduction in the injected dose for a medical application for example.
  • the LOR segmentation step of the method of the present invention by relying on the contour delimiting the dense zones makes it possible to obtain LORs of approximately 1 cm.
  • the advantages of this embodiment are many, some of which are the significant reduction in the number of fortuitous coincidences, the acceleration of the reconstruction, the improvement of the image quality, also the cost of the device of the present invention compared to with classic PET and TEP TOF.
  • this embodiment of the invention accelerates the convergence of the reconstruction algorithm and improves the quality of the reconstructed image.
  • the three views are acquired from three known positions distributed over at least one of the three axes (X, Y, Z) of a trihedron ([Fig. 14], the fields of acquisition of said views having at least one overlap zone covering the object to be imaged, the objective here being, using the three Compton views, to locate the dense zone.
  • said device contains a method allowing it to make acquisitions according to three distinct Compton views.
  • one of the methods would be to insert at least two Compton heads at 90 ° to each other inside the ring of a PET scanner, the third head being located in the axis of the ring outside the usual PET field of view, the three heads able to form a direct trihedron centered on the area to be imaged [Fig. 14]
  • Another method would be to have the three Compton heads at 120 ° to each other outside the ring of the PET each being inclined and targeting the geometric center of the ring in order to produce a trihedron which samples all the axes of said trihedron.
  • the present invention makes a Kit available to users allowing them to increase the performance of an existing PET scanner by performing a retrofit and comprising at least one Compton camera.
  • the number of said Compton cameras in the Kit varying according to the nature of the desired assembly.
  • Another embodiment provides the device as described in the present invention in a single unit and comprising three Compton cameras and at least two PET cameras.
  • Said device is capable of locating a dense zone and of delimiting the contour of said dense zone.
  • the PET and Compton imaging method is suitable for implementing a PET and Compton tomographic reconstruction method which takes into account at least three distinct views locating the object to be imaged which contains said dense area.
  • the PET and Compton imaging method contains a Compton reconstruction method in which only the intersections of cones from 3 different views are retained.
  • the PET and Compton imaging method is suitable for implementing a PET and Compton tomographic reconstruction method which takes into account at least three distinct views locating the object to be imaged, defining the contours of the dense zone and guiding LOR segmentation.
  • the PET and Compton imaging method contains a PET and Compton reconstruction method in which only the intersections of cones resulting from 3 different views defining the contours of dense zones guiding the segmentation are retained. of LORs.
  • the PET / Compton imaging method contains a Compton analysis process, used in the case where the intensity of the source is identical between several views, to filter the parasitic events for which said said Source intensity does not satisfy the law of the inverse of squared distances, not varying as 1 / d 2 on each of the views, where d is the distance from the source to the camera on each of the views.
  • a Compton analysis process used in the case where the intensity of the source is identical between several views, to filter the parasitic events for which said said Source intensity does not satisfy the law of the inverse of squared distances, not varying as 1 / d 2 on each of the views, where d is the distance from the source to the camera on each of the views.
  • the invention further relates to a PET and Compton imager comprising at least one Compton camera capable of producing at least one Compton view, at least two PET cameras capable of performing coincidence acquisitions for the implementation of the method according to a of the features described.
  • the PET and Compton imager of the present invention comprises hybrid PET and Compton cameras.
  • the PET and Compton hybrid camera technologies are taught in application PCT / EP2019 / 062805 by the same inventor ("a first module (CP), called” hybrid ", the scintillator (2) of which comprises at least one scintillator crystal plate (P1 ), said to be fast, whose rise time at the light peak is less than 1 ns, said "hybrid” module being able to produce both Compton scattering and absorption of at least part of the gamma radiation for detection coincidence between the events in this first hybrid module (CP) and the events in a second detection module (CP, P) with which this first hybrid module (CP) therefore forms said pair of PET coincidence detection modules ”) are able to carry out both types of acquisitions (PET and Compton). Their use facilitates the compactness of the imager (a single camera instead of two or more, in certain embodiments).
  • the PET and Compton imager of the present invention is coupled to a third imaging modality (CT-Scan or MRI, etc. as already mentioned in the present application) facilitating the fusion of images for better diagnosis.
  • CT-Scan or MRI, etc. as already mentioned in the present application
  • the coupling of the PET and Compton imager to a CT-Scan allows thanks to the CT-Scan to acquire a real mapping of the attenuation coefficients of the object to be imaged and to be able to apply during the PET and Compton reconstruction. an attenuation correction for a desired area.
  • the coupling of the PET and Compton imager to an MRI type imager makes it possible, among other things, to provide a solution to the problem of small field size of MRI imagers, to better understand the operation of a organ by combining the advantages of these two functional imaging modalities, etc.
  • This embodiment disclosing the coupling of the PET and Compton imager of the present invention with another imaging modality makes it possible to simultaneously produce several images with different imaging modalities in the same position.
  • One advantage being, by facilitating the realization of image mergers, take advantage of the strengths of each of said modalities. Thus, it is possible to improve the quality of the interpretation of the resulting merged images, the precision of the positioning of patients in the treatment room, etc.
  • At least one of said Compton cameras is mounted on at least one device provided with at least one motor which can successively and / or simultaneously move in all directions in space. and be oriented according to the angles of Euler, either in automatic mode, or in manual mode. The objective being to obtain as easily as possible whatever the geometric configuration, all the desired views of the object to be imaged.
  • the invention further relates to the use of the PET and Compton imager, in the fields of health, in the veterinary field and in industry.
  • the device of the present invention provides users with numerous options of use which allow the user to envisage, without additional constraints, imaging very large objects (elephants, etc.) .
  • the user has other use options available for objects of small sizes for which current imagers do not offer solutions.
  • the invention makes available to users several types of imaging enhancement kit, to reversibly transform imagers (for example PET imagers, CT-Scan imagers, MRI ...) making them compatible with the process according to one of the characteristics described above.
  • said improvement kit contains, on the one hand, a device capable of producing at least three distinct Compton views along the three directions of space and, on the other hand, a reconstruction module implementing a reconstruction algorithm combining the acquisitions of the PET imager with those of said Compton three-view device for the implementation of the method according to the features described above.
  • said improvement kit contains, on the one hand, a device capable of producing at least three distinct Compton views in the three directions of space, at least two PET cameras and, on the other hand, a reconstruction module implementing a reconstruction algorithm combining the acquisitions of the CT-Scan imager and of said Compton three-view device and two PET cameras for implementing the method according to the features described above.
  • said improvement kit contains, on the one hand, a device capable of producing at least three distinct Compton views in the three directions of space, at least two PET cameras and, on the other hand, a reconstruction module implementing a reconstruction algorithm combining the acquisitions of the MRI imager with those of said device with three Compton views and two PET cameras for the implementation of the method according to the features described above.
  • the present invention also provides a kit for improving existing devices using means of bringing (physical or human, depending on the risks) the Compton cameras of the object to be observe, so as to obtain a segmentation of the LORs less than or equal to 1 cm.

Abstract

La présente invention concerne un dispositif, un système et un procédé d'imagerie PET et Compton, caractérisé par l'utilisation d'une localisation de zone dense par imagerie 3D Compton.

Description

TITRE : PROCEDE D’IMAGERIE UTILISANT CONJOINTEMENT UNE RECONSTRUCTION PET ET UNE RECONSTRUCTION COMPTON, DE
PREFERENCE EN COMPTON 3D
DOMAINE TECHNIQUE
[0001] La présente demande se rapporte au domaine de l'imagerie et plus particulièrement à l'imagerie de sources de rayons gamma. En particulier, l'invention concerne un système et des procédés d'imagerie par détection de rayons gamma combinant la détection de type caméra Compton et la détection de coïncidence de type Tomographie à Emission de Positron (PET). L'invention concerne en outre l'utilisation du système d’imagerie et/ou de détection dans les domaines notamment de l'astronomie, de l'industrie, notamment nucléaire et du médical ou vétérinaire.
[0002] ARRIERE-PLAN TECHNOLOGIQUE DE L'INVENTION
[0003]A l'heure actuelle, l'imagerie de sources de rayons gamma (dont l’énergie est généralement supérieure à 30 KeV) s'effectue essentiellement à des fins de diagnostic médical autour de trois techniques : Le PET, le SPECT et la Caméra Compton.
[0004] Le SPECT est basée sur la scintigraphie et permet de réaliser des images et des reconstructions en trois dimensions des organes et de leur métabolisme au moyen d'un ensemble de gamma caméras tournant autour d'un patient. Le SPECT peut utiliser plusieurs énergies de rayons gamma, par exemple inférieur ou égal à 300 KeV, mais le collimateur en plomb qui permet de connaître la trajectoire des rayons en absorbe plus de 99%.
[0005] Le PET utilise généralement un anneau de détecteurs segmentés. Pour le PET on utilise des composés radio-pharmaceutiques émetteurs de positrons. Ceux-ci donnent naissance à une paire de photons de 51 1 keV dont il est possible de localiser la source d'émission grâce à leur détection simultanée sur l'anneau de détecteurs (détection de coïncidence). Cependant les radioéléments utilisés pour le PET ont une vie brève et sont donc souvent coûteux. L’imagerie PET est une imagerie fonctionnelle qui est très attractive pour guider une intervention médicale par une image qui indique clairement où se situe la source du rayonnement que l’on observe. C’est le cas en particulier en Oncologie où l’émission des rayons est concentrée sur les tumeurs et permet de différencier ces dernières des tissus sains. De plus, l’imagerie PET est également largement utilisée en imagerie préclinique sur le rat ou sur la souris pour observer in vivo les processus biologiques. L’imagerie PET est d’ailleurs la technologie d’imagerie qui permet d’obtenir les images les plus précises actuellement (rapport signal/bruit et résolution angulaire), pour des rayonnements gamma énergétiques de 51 1 keV. En particulier, un des points clefs dans l’imagerie PET est la mesure précise du temps de vol des photons 51 1 keV depuis leur lieu d’émission. Cette mesure de temps de vol est d’autant meilleure que l’épaisseur de scintillateur traversée est mince. Cependant, dans de telles configurations, une grosse part des photons n’est pas détectée correctement car la probabilité de détection croît avec l’épaisseur de scintillateur traversé. Cependant, les imageurs PET sont habituellement constitués d’un anneau complet autour du patient (ou tout objet) dont le diamètre est d’environ 80 cm pour une largeur de plus de 20 cm et une épaisseur de scintillateur de 20 mm. Cette configuration en anneau est imposée par le champ de vue très réduit du PET. En effet, seules les interactions en coïncidence entre deux détecteurs y sont observées, ce qui impose un angle solide réduit pour chaque évènement en anneau. Cette configuration rend leur utilisation difficilement envisageable dans un contexte d’opération chirurgicale. Par ailleurs, les scanners PET sont très onéreux (de l’ordre de deux millions d’euros) du fait du volume de détecteurs nécessaires. D’autre part, dans le contexte de l’imagerie préclinique ou les dimensions du scanner sont beaucoup plus réduites, les doses de radioactivité injectées aux souris sont très importantes ce qui peut perturber les processus physiologiques que l’on souhaite observer. De même, pour une imagerie interventionnelle, il serait intéressant de pouvoir réduire de manière drastique la dose injectée (par exemple une dose inférieure ou égale à 1 MBq) au voisinage de l’organe à traiter.
[0006] La caméra Compton, comme le SPECT, permet de faire une image quelle que soit l'énergie du rayonnement gamma, mais contrairement au SPECT, tous les photons peuvent contribuer à l'image. Cependant, les applications de la caméra Compton sont aujourd'hui encore souvent limitées, notamment à cause de son coût, du niveau élevé de bruit sur les images et de la difficulté d'obtenir des reconstructions précises. Plus généralement dans toutes les technologies ci-dessus, lorsqu'on utilise des cristaux scintillants pour réaliser une image de sources de rayonnement gamma, on se heurte à la nature probabiliste de l'interaction photon gamma/matière. Nous remarquons essentiellement deux effets. Le premier effet réside dans le fait que le photon gamma peut être absorbé à une profondeur quelconque sur son trajet de propagation (Effet « Depth of Interaction » selon la terminologie anglo- saxonne). Le deuxième effet consiste en ce que tous les systèmes d'imagerie actuels (matrice de pixels ou caméra d'Anger) reposent sur le postulat que l'endroit où a lieu le maximum d'émission de lumière est le lieu où le photon gamma a été détecté. Du fait de la déviation Compton, ce postulat est correct tant que l’on considère la valeur moyenne d'un grand nombre d'événements. Par contre, dans le cas d'un scanner de type PET, si l’on reconstitue la position d'un événement unique, l'erreur, sur la position, peut-être de plusieurs millimètres. La solution adoptée est alors de rejeter les événements pour lesquels l'énergie déposée n'est pas correcte. Cela conduit à rejeter un grand nombre d'événements. Des solutions, dites « d’imagerie temporelle » ont donc été développées, comme décrit notamment dans les demandes de brevets français FR2997766 et FR3013125 en ce qui concerne le PET. De plus, concernant la technologie des caméras Compton, les demandes de brevet WO2016185123 et WO2017077164 décrivent des systèmes et procédés qui tirent avantages à la fois de l’imagerie temporelle, mais également de la combinaison de l'imagerie Compton et de l'imagerie PET. La présente demande propose donc des solutions pour pallier à certains des inconvénients de l’art antérieur, notamment en visant à fournir, de préférence à moindre coût, des dispositifs, systèmes et procédés dont l’utilisation est la plus variée possible et/ou qui permettent d’améliorer la qualité des images obtenues.
[0007]
[0008] Par ailleurs, une autre problématique générale et constante dans le domaine concerne la mesure du temps d’arrivée des premiers photons sur un pixel donné, car elle est importante pour la qualité des images obtenues à l’aide des signaux recueillis par les scanners PET et également pour les caméra Compton temporelle. En particulier, le premier photon détecté dans un cristal permet de mesurer la coïncidence temporelle pour une émission à 51 1 keV et permet donc d’estimer le temps de vol des photons depuis la source (« Time of Flight » selon la terminologie anglo-saxonne). De plus, dans une logique d’imagerie temporelle, le temps d’arrivée des premiers photons sur chaque pixel permet de déterminer la position du disque (et donc du cône) des photons non diffusés, ce qui permet d’améliorer la précision de l’estimation de la position (notamment en « profondeur », c’est-à-dire parallèlement à l’axe d’imagerie sur lequel sont alignés les détecteurs PET).
[0009] L’utilisation de cristaux monolithiques pour des scanners PET présente de multiples avantages, tels qu’un accès aisé à la mesure de la profondeur, un coût réduit et un potentiel de résolution spatiale élevée, notamment en utilisant les informations relatives à la distribution des évènements dans le temps (« imagerie temporelle », comme mentionné ci-dessus). Les cristaux scintillants les plus rapides sont aujourd’hui les halogénures de Lanthane, comme par exemple le CeBr3 ou le LaBr3 :Ce qui émettent jusqu’à 4 fois plus de photons pendant la première nanoseconde que le LYSO :Ce souvent utilisé actuellement dans le domaine. A ce titre, ces halogénures de Lanthane sont les meilleurs candidats pour l’imagerie temporelle. Cependant ces cristaux sont très délicats à mettre en œuvre car ils sont extrêmement sensibles aux conditions atmosphériques (notamment l’hydrométrie), ce qui restreint leur utilisation sous la forme de cristaux monolithiques.
[0010] Néanmoins, l’utilisation des cristaux monolithiques se heurte à un paradoxe en ce qui concerne la mesure du temps d’arrivée des photons. En effet, a priori, la mesure du temps d’arrivée des premiers photons devrait être plus précise dans un cristal monolithique que dans un détecteur sous la forme d’une matrice (i.e., pixelisée) de cristaux scintillants, notamment du fait de l’absence de déviation optique depuis le lieu d’émission. Pourtant, dans un détecteur « pixelisé », le premier photon détecté par un pixel donné est très susceptible d’avoir subi de multiples réflexions sur les faces latérales du cristal avant d’être collecté par le photodétecteur et l’information sur le temps réel d’émission sera donc imprécise, voire totalement perdue. En revanche, dans un cristal monolithique, une fois la position de l’interaction connue, il est possible de déterminer un « disque des photons non diffusés » dans lequel la majorité des photons détectés n’a subi aucune perturbation (e.g., réflexion) entre leurs points d’émission dans la source et leurs points de collecte dans le photodétecteur. Le temps d’arrivée est par conséquent plus précis. Aujourd’hui, cependant, les résolutions temporelles mesurées avec des cristaux monolithiques sont inférieures à celles qui sont mesurées avec des réseaux de pixels.
[0011] La présente demande propose également des solutions à ce problème paradoxal.
[0012] Plus encore, la résolution spatiale, rapport signal/bruit des imageurs TEP sont limités par de nombreux facteurs : la thermalisation du positron, la non colinéarité de photons de 51 1 keV, la structure des détecteurs, la grande proportion des évènements enregistrés dû aux coïncidences fortuites, aux paires diffusées. Ces évènements non désirés affectent la mesure de l’activité et augmentent le bruit dans les images reconstruites. [0013] L’information temps de vol apporte des améliorations mais est limitée par la précision de la mesure de temps. Des études théoriques montrent que si l’on pouvait obtenir un temps de vol de 30 pico secondes, il n’y aurait plus besoin de reconstruction sophistiquée de l’image elle serait parfaitement claire.
[0014] Par ailleurs le temps de vol est aujourd’hui peu pertinent sur les petits scanners (cerveau par exemple) ou imagerie petit animal le scanner faisant moins de 30 centimètres de diamètre. Le diamètre des anneaux TEP étant le facteur limitant pour l’imagerie très grands champs (chevaux, ... )
[0015] Ce pendant du fait des mécanismes physiques de l’émission de lumière dans les scintillateurs, obtenir des temps de vols aussi faibles avec de cristaux suffisamment épais pour être efficaces (vingt millimètres environ) est loin d’être gagné et les progrès sont lents.
[0016] Les meilleurs scanners TEP actuels ont un temps de vol de 240 picosecondes FWHM ce qui correspond à une longueur moyenne de LOR de six centimètres à comparer à quatre-vingt centimètres sans temps de vol.
[0017] Dans ce contexte, il serait donc intéressant de proposer une imagerie PET qui présente moins d’inconvénients que l’art antérieur, en termes de temps d’acquisition, rapidité de convergence des algorithmes, qualité des images reconstruites, et possibilités d’imagerie petit champ (type petit animal, cerveau ... ) et très grand champ (chevaux, ... ).
EXPOSE DE L’INVENTION
[0018] La présente invention propose un dispositif, système et procédé d’imagerie PET et COMPTON 3D permettant de palier au moins une partie des inconvénients de l’art antérieur. [0019] Le procédé d’imagerie « PET et Compton » ou inversement « Compton et PET », tel que divulgué dans le cadre de la présente invention, désigne un procédé d’imagerie utilisant conjointement une reconstruction PET et un reconstruction Compton 3D.
[0020]A cet effet, l’invention concerne un procédé d’imagerie PET et Compton mis en oeuvre par un dispositif comportant au moins un module PET en regard, caractérisé en ce qu’il comprend au moins une caméras Compton réalisant au moins une vue Compton, les champs d’acquisition desdites vues PET et Compton possédant au moins une zone de recouvrement couvrant l’objet à imager.
[0021] Un tel procédé d’imagerie couplant le PET et au moins une caméra Compton permet que l’image Compton puisse tronquer les LOR (lignes de réponses) de l’imagerie PET avec précision meilleure que 2 cm.
[0022] Selon une particularité, ledit dispositif permet la réalisation des étapes suivantes :
• acquisition d’une vue Compton ;
• localisation d’une zone dense et de son contoursur ladite vue Compton;
• calcul de la carte 2D de probabilité de détection de la présence d’une source à partir de ladite vue Compton
• détection en coïncidence par les caméras PET et association d’une ligne de réponse (LOR) ;
• segmentation des LOR qui traversent la zone dense en utilisant la probabilité de détection déterminée par l'image Compton.
[0023] L’invention concerne également un procédé d’imagerie PET et Compton mis en oeuvre par un dispositif comportant au moins une caméra Compton réalisant au moins une vue Compton à partir d’au moins deux positions, de préférence trois, parmi trois positions connues réparties sur au moins un des trois axes (X, Y, Z) d’un trièdre, les champs d’acquisition desdites vues possédant au moins une zone de recouvrement couvrant l’objet à imager. [0024] Selon une autre particularité, le dispositif ci-dessus décrit permet la réalisation des étapes suivantes :
• acquisitions suivant trois vues Compton distinctes ;
• localisation d’une zone dense et de son contour en trois dimensions sur lesdites vues Compton; · calcul d'une carte 3D de probabilité de détection de présence d’une source à partir desdites vues Compton ;
• détection en coïncidence par les caméras PET et association d’une ligne de réponse (LOR) ;
• segmentation des LOR qui traversent la zone dense en utilisant la probabilité de détection déterminée par lesdites vues Compton.
[0025] Selon une autre particularité, ledit procédé d’imagerie PET et Compton comprend une étape supplémentaire de filtrage des LOR traversant une zone dense en considérant de la probabilité d’association d’une LOR avec ladite zone dense.
[0026] Selon une autre particularité, ledit procédé d’imagerie PET et Compton comprend au moins une caméra multi-captures Compton.
[0027] Selon une autre particularité, dans les zones de l’image présentant un fort contraste, les LOR sont segmentés sur des longueurs inférieures ou égales à deux centimètres (cm). [0028] Selon une autre particularité, ledit procédé d’imagerie PET et Compton contient une méthode de reconstruction tomographique PET et Compton tenant compte d’au moins trois vues Compton distinctes localisant l’objet à imager, définissant les contours de la zone dense et guidant la segmentation des LOR.
[0029] Selon une autre particularité, ledit procédé d’imagerie PET et Compton contient une méthode de reconstruction PET et Compton dans laquelle ne sont retenues que les intersections de cônes issus de 3 vues différentes localisant l’objet à imager, définissant les contours de la zone dense et guidant la segmentation des LOR.
[0030] Selon une autre particularité, ledit procédé d’imagerie PET et Compton contient une étape supplémentaire dans laquelle la localisation du lieu d’émission des photons est déterminée par l’intersection entre un cône Compton une LOR dans le cas par exemple où le radio-élément émet un photon gamma en coïncidence avec l’émission d’un positron (par exemple 22Na, 41 Sc, etc... )
[0031] Selon une autre particularité, ledit procédé d’imagerie PET et Compton contient une étape supplémentaire dans laquelle la localisation du lieu d’émission des photons est déterminée pour les radionucléides qui sont émetteurs d’au moins deux types de rayonnements, en particulier un positron et un rayon gamma, par l’intersection entre un cône Compton une LOR.
[0032] Selon une autre particularité, ledit procédé d’imagerie PET et Compton est capable de mesurer le temps de vol du photon en coïncidence avec l’émission PET.
[0033] Selon une autre particularité, ledit procédé d’imagerie PET et Compton contient un processus de dépouillement Compton, utilisé dans le cas où l’intensité de la source est identique entre plusieurs vues, pour filtrer les évènements parasites pour lesquelles ladite intensité de la source ne satisfait pas à la loi de l’inverse des distances au carré, ne variant pas comme 1/d2 sur chacune des vues, d étant la distance de la source à la caméra sur chacune des vues.
[0034] Selon un mode de réalisation, l’invention concerne en outre un imageur PET et Compton comportant au moins une caméra Compton apte à réaliser au moins une vue Compton, au moins deux caméras TEP aptes à réaliser des acquisitions en coïncidence pour la mise en œuvre du procédé selon les particularités ci-dessus décrites.
[0035] Selon une autre particularité, ledit imageur comporte des caméras hybrides PET et Compton.
[0036] Selon une autre particularité la caméra Compton à une résolution temporelle qui lui permet de mesurer le temps de vol depuis le lieu d’émission (cas des radionucléides générant l’émission d’une manière quelconque de 3 photons). Dans ce contexte l’intersection du cône Compton avec la LOR liée à la désintégration du positron donne deux segments de droite. Les temps de vol mesurés sur les deux détecteurs en coïncidence et sur la caméra Compton permettent alors souvent d’exclure un des deux segments de droite sur la base d’uner discrimination basée sur les de temps de vol (TOF).
[0037] Selon une autre particularité, ledit imageur est couplé à une troisième modalité d’imagerie (CT-Scan ou IRM ... ) facilitant la fusion d’images pour un meilleur diagnostic.
[0038] Selon une autre particularité, au moins une des caméras Compton dudit imageur est montée sur au moins un dispositif muni d’au moins un moteur pouvant successivement et/ou simultanément se mouvoir dans toutes les directions de l’espace et être orienté suivant les angles d’Euler, soit en mode automatique, soit en mode manuel.
[0039] Selon un autre mode de réalisation, l’invention concerne également l’utilisation dudit imageur PET et Compton selon au moins une des particularités décrites dans le domaine de la santé, dans le domaine vétérinaire et dans l’industrie.
[0040] Selon un autre mode de réalisation, l’invention concerne l’utilisation dudit imageur PET et Compton pour réaliser des images avec au moins un traceur apte à générer des photons d’énergies différentes.
[0041] Selon une autre particularité, l’invention propose des Kit d’améliorations d’imagerie, pour transformer les imageurs PET, les imageurs CT-Scan, PET/CT et/ou PET/IRM, les imageurs IRM compatibles avec le procédé selon les particularités décrites. Ledit Kit d’amélioration contient, un dispositif apte à réaliser au moins une vue, de préférence trois vues distinctes Compton suivant les trois directions de l’espace.
[0042] Selon une autre particularité, ledit Kit d’amélioration contient en outre un module de reconstruction mettant en œuvre un algorithme de reconstruction combinant les acquisitions de l’imageur PET et dudit dispositif à trois vues Compton pour la mise en œuvre du procédé selon les particularités décrites.
[0043] Selon une autre particularité, ledit Kit d’amélioration contient un module de reconstruction mettant en œuvre un algorithme de reconstruction combinant les acquisitions de l’imageur et dudit dispositif à trois vues Compton et deux caméras PET pour la mise en œuvre du procédé selon les particularités décrites.
[0044] Selon une autre particularité, ledit Kit d’amélioration contient un module de reconstruction mettant en œuvre un algorithme de reconstruction combinant les acquisitions de l’imageur IRM et dudit dispositif à trois vues Compton et deux caméras TEP pour la mise en œuvre du procédé selon les particularités décrites. BREVE DESCRIPTION DES FIGURES
[0045] D’autres caractéristiques, détails et avantages de l’invention ressortiront à la lecture de la description qui suit en référence aux figures annexées, qui illustrent :
[Fig. 1 ] est une représentation schématique d’une imagerie Compton classique de l’art antérieur,
- [Fig. 8] est une représentation schématique, de la reconstruction « classique » d’une des directions du trièdre (une vue = X), de
Gauche à droite
- A) Largeur du cône correspondant aux erreurs de mesure
- B) Intersection de 2 cônes vus par une même caméra présentant deux zones d’intersection étendues - C) Forme et volume de cette zone d’intersection correspondant au cas classique : La solution est dégénérée selon l’axe de visée
[Fig. 9 a] est une représentation schématique de deux cônes selon deux vues distinctes.
[Fig. 9. b] est la représentation schématique de la zone d’intersection de ces deux cônes et de son volume.
- Fig. 9.c] et [Fig. 9.d] sont les l’images de deux sources (22Na et 137Cs) détectés par deux vues distinctes selon un mode de réalisation de l’invention (image reconstruite (MLM/MLEM) à partir desdites deux vues selon l’axe X [Fig. 9.c], selon l’axe Z [Fig. 9.d]: - I Fig. 10] est une représentation schématique de trois caméras Compton réparties sur les trois axes (X, Y, Z) d’un trièdre centré en O , o [Fig. 11.a] est une représentation schématique de trois cônes selon trois vues distinctes. o [Fig. 11. b] est une représentation schématique de la zone d’intersection desdits trois cônes et de son volume. o La [Fig. 12] représente un mode de réalisation de l’invention comprenant deux sources de 30 kBq, l’une de 137Cs, l’autre de 22Na séparées de 15 cm et observées depuis une distance de 50 cm. o [Fig. 12. a] représente la coupe X-Z obtenue par reconstruction 3D « classique » en considérant toutes les intersections entre cônes Compton. La position des 2 sources est clairement visible mais l’image présente de nombreux artefacts. o [Fig. 12. b] représente la même coupe X-Z obtenue par reconstruction selon l’invention n’utilisant que les intersections multi vues et montrant nettement la position des deux sources et la quasi disparition des artéfacts.
-[Fig.13] est une représentation schématique d’un mode de réalisation double émission de l’invention (la source de 22Na émet simultanément des photons gammas de 1 ,3 MeV et des b+ qui génèrent des photons de 511 keV) qui illustre un dispositif contenant deux caméras TEP détectent chacun un photon de 511 keV et une caméra Compton détectant le photon de 1 ,3 MeV pour une mise en oeuvre du procédé de l’invention. -[Fig.14] est une représentation schématique d’un mode de réalisation de l’invention et illustre un dispositif contenant deux caméras TEP détectent chacun un photon de 511 keV et trois caméras Compton localisant une zone dense centrée sur trièdre dont l’origine est le lieu démission de la source qui coïncide avec le point d’intersection des cônes Compton.
DESCRIPTION DES MODES DE REALISATION PREFERES DE
L'INVENTION
[0046] La présente invention concerne un système et un procédé d'imagerie utilisant conjointement une reconstruction à coïncidence de type PET et une reconstruction mono-photonique à la même énergie (511 keV) de type Compton 3D. Par la détection de rayonnement gamma mis en oeuvre par un dispositif comportant au moins un module de détection à coïncidence de type PET. Les deux parties du module PET sont en regard pour effectuer des détections en coïncidence de paires de photons. Ladite coïncidence dépend d’une fenêtre temporelle At (delta t) supérieure à la différence entre le temps d’arrivé t2 du second photon détecté par l’une des caméras TEP à celui ti du premier photon détecté par l’autre caméra TEP (At = t2 -t-i). Système dit Time Of Flight (TOF).
[0047] Dans certains modes de réalisation plusieurs paires de caméras PET peuvent être montées en regard formant un anneau, des arcs etc. L’objectif recherché dans ces modes de réalisations étant qu’avec ces dispositions des caméras PET, on réussit à cibler de volumes importants et couvrir de larges surfaces. Ainsi, on accélère les acquisitions. De plus la majorité des caméras PET classiques actuels sont réalisées suivant ce schéma en anneaux et/ou arcs. [0048] Dans certains modes de réalisation, le dit dispositif comprend en outre au moins une caméra Compton réalisant au moins une vue Compton, les champs d’acquisition desdites vues possédant au moins une zone de recouvrement couvrant l’objet à imager.
[0049] Dans certains modes de réalisation, ledit dispositif comprend une ou plusieurs caméras Compton réalisant au moins une vue Compton à partir d’au moins une position parmi trois positions connues réparties sur au moins un des trois axes (X, Y, Z) d’un trièdre ([Fig. 14]) dont la zone à imager est à l’origine, les champs d’acquisition desdites vues possédant au moins une zone de recouvrement couvrant l’objet à imager.
[0050] L’objectif recherché étant de localiser et délimiter les zones denses avec le nombre de vues acquis, et requis pour appliquer la reconstruction 3D Compton enseignée dans demande déposée le même jour par le même inventeur. Notamment les éléments ci-dessus :
[0051]A cet effet, l’invention concerne un procédé d’imagerie Compton utilisant une ou plusieurs caméras Compton. Lesdites caméras Compton réalisent au moins trois vues [Fig. 10], [Fig. 1 1 .c] (contenant les centres de capture CC1 , CC2, CC3 [Fig. 10.]) à partir de trois positions connues réparties sur les trois axes (X, Y, Z) passant chacun par un des centres de capture d’une des caméras Compton. De manière avantageuse, la mise en œuvre dudit procédé permet la reconstruction 3D de l’image d’un objet à partir d’un minimum de vues, de préférence trois. Un tel procédé d’imagerie couplant le PET et au moins une caméra Compton permet que l’image Compton puisse tronquer les LOR (lignes de réponses) de l’imagerie PET avec précision meilleure que 2 cm.
[0052] Un avantage d'utilisation du procédé de la présente invention est de permettre de réduire le nombre de vues nécessaires à la reconstruction de l’image qui impose des contraintes (le temps, dose, coût, etc.). Par exemple, multiplier le nombre de vues a un coût, soit en temps de pause si l’on doit déplacer la caméra pour obtenir suffisamment de vues, soit en coût d’équipement si l’on utilise un équipement prenant simultanément plusieurs vues.
[0053] Par une réduction de l’incertitude position par acquisition, la mise en œuvre du procédé de la présente invention permet de cumuler les avantages du mode de détection des caméras Compton, de la méthode de sélection originale et inédite des photons requis pour reconstruire l’image 3D.
[0054] Selon une particularité, le procédé de la présente invention comporte une étape de reconstruction 3D Compton nécessitant moins de 10 photons/voxels pour reconstruire l’image. Ceci en partie en raison de la finesse de notre méthode de sélection des photons qui en réduisant l’incertitude de position par acquisition améliore la précision de localisation des photons gamma de reconstruction.
[0055] Selon une autre particularité ledit procédé permet avec très peu de photons en comparaison avec les imageurs tomographiques classiques actuels, de reconstruire des images 3D de qualité meilleure ou tout au moins équivalente. Ainsi, en effectuant une acquisition simultanée des trois vues, on réduit de manière significative, par exemple dans le domaine médical, le temps, la dose et le coût généré uniquement par les soins, sans tenir compte du matériel.
[0056] Un autre avantage non négligeable qui découle de cette précision améliorée de localisation lors de la mise en œuvre du procédé est qu’elle induit la réduction significative des temps d’acquisition.
[0057] De plus, s’abstraire des nombreuses contraintes liées aux collimateurs mécaniques est avantageux et, permet aussi d’avoir de grands champs de vue sur l’objet à imager. Cet atout utilisé dans la présente invention permet facilement de couvrir en totalité les objets de grandes et de petites tailles qu’on désire imager avec un minimum de vues. [0058] La collimation électronique des caméras Compton améliore la sensibilité, en comparaison par exemple avec les caméras d’Anger car elle accepte les photons, quel que soit leur angle d’incidence. Elle est aussi beaucoup plus robuste aux perturbations par des sources secondaires et/ou hors champ. En effet, il est possible d’exclure de la reconstruction les cônes qui contiennent une source secondaire à celle qu’on souhaite étudier, par exemple une source hors champ de mesure. En réalisant un tel traitement on obtient une image et un taux de comptage de la source principale très similaires à ce que l’on obtient en l’absence de source secondaire. Cette collimation électronique est donc apte à exclure des sources ou des photons non désirées et ne retenir que ceux utiles à la reconstruction de l’image pour un gain en qualité et en temps.
[0059] Selon une particularité, le procédé de la présente invention comporte une étape de reconstruction 2D (voire 3D) Compton nécessitant moins de 10 photons/voxels pour reconstruire l’image. Ceci en partie en raison de la finesse de notre méthode de sélection des photons qui améliore la précision de localisation des photons gamma de reconstruction pour une meilleure image avec moins de coups en comparaison avec les imageurs classiques du même type.
[0060] Dans un mode de réalisation, de manière non limitative, il est possible de réaliser une image 2D à partir d’une seule position fixe c’est à dire une seule acquisition (mode planaire) ou 3D avec une seconde position d’acquisition .
[0061] Dans un autre mode de réalisation, il peut aussi être envisagé de réaliser une ou plusieurs reconstruction(s) tomographique(s) (axiale ou longitudinale) à l’aide du mode tomographique.
[0062] Il peut être difficile dans certains cas, à l’aide d’une ou de deux vues seulement, de définir tous les contours d’un objet à imager, ce qui contribue à induire dans les images reconstruites un certain nombre d’artéfacts. Avec moins de trois vues échantillonnant les trois directions de l’espace, des informations peuvent être absentes ou mal résolues pour la reconstruction 3D d’un objet. Deux vues simultanées, même assez proches d’un même objet, permettent toutefois de lever l’indétermination en profondeur dans la reconstruction Compton et présentent de nombreux avantages (amélioration du rapport signal/bruit, réduction des artéfacts.).
[0063] Selon une particularité, on réalise une de reconstruction Compton 3D à partir de trois vues, échantillonnant chacune une des trois directions de l’espace. Les temps d’acquisitions et les nombres de coups selon chaque vue définis au gré de l’utilisateur. Telle qu’illustré sur la [Fig.1 .], 11 et I2 sont les deux points d’interaction et la direction de diffusion est donnée par la droite d (11 I2) passant par 11 et I2. Le point d’absorption I2 sommet du cône Compton est le point repère localisant la position d’une des vues sur l’un des axes, les trois axes formant un trièdre dont l’origine O [Fig. 10.] est le point d’intersection desdits axes.
[0064] La localisation précise du lieu d’émission du photon détecté est d’importance cruciale. Pour une mesure idéale selon une vue, l’origine du photon absorbé est obtenue sur la surface du cône Compton (cône de sommet I2, d’axe d (11 I2), et de demi-angle d’ouverture téta [Fig. 1 .]. En prenant en compte les incertitudes de mesure, l’origine dudit photon ne repose plus sur la surface du cône, mais se trouve à l’intérieur d’un volume entourant cette surface [Fig. 8.a.].
[0065]Avec deux interactions a1 et a2 de deux photons détectés issus d’une même source (S) détectées par la même caméra Compton, sur une même vue (mode 1 D), on obtient deux zones d’intersection (z1 et z2) étendues des cônes Compton [Fig. 8. b.], montrant la dégénérescence de la solution suivant l’axe de prise de vue de la caméra Compton utilisée. Cette dégénérescence induit de nombreux artéfacts principalement l’artéfact de la source fantôme dans une image reconstruite. Un autre avantage du procédé de la présente invention est de permettre la levée de ladite dégénérescence. [0066] La taille des volumes d’intersection des cônes en imagerie Compton affecte la rapidité de convergence des algorithmes de reconstruction utilisés.
[0067] Les modes 1 D, 2D, 3D décris ci-dessous doivent être compris comme étant le nombre de directions spatiales de prise(s) de vue(s). Mode 1 D pour prise(s) de vue(s) dans une seule direction ; mode 2D prise(s) de vue(s) dans 2 directions : et mode 3D pour prise(s) de vue(s) dans trois directions.
[0068] Mode 1 D (prise(s) de vue(s) dans une seule direction)
[0069] Selon une variante, deux photons gammas issus de la même source sont détectés par une caméra Compton selon un des axes du trièdre (mode 1 D). Pour une reconstruction Compton classique (en mode 1 D), les volumes d’intersection des cônes sont assez importants. Par exemple, 2240 cm3 pour le volume d’intersection suivant une vue [Fig. 8.c]
[0070] Mode 2D (prise(s) de vue(s) dans 2 directions :).
[0071] Selon une autre variante, les deux photons gammas sont détectés soit par deux caméras Compton différentes, chacune suivant un des trois axes du trièdre, soit par une seule caméra Compton apte à réaliser successivement deux vues, chacune suivant deux axes différents du trièdre ([Fig. 9. a] ; [Fig. 9 b]).
[0072] Une telle disposition des caméras Compton permet d'avoir deux prises de vue distinctes suivant deux axes d'un plan passant par l'objet à imager, les détails de l'objet à imager sont mieux circonscrits, mieux définis et mieux résolus qu'en mode 1 D.
[0073]Avec deux vues selon X et Y à 90° l'une de l'autre, on a un volume d'interaction des cônes Compton de 1327 cm3 [Fig. 9. b]. Inférieur à celui obtenu de l'intersection des cônes Compton en acquisition 1 D. Par ailleurs de nombreuses valeurs de X et Y sont exclues, la solution n’est plus dégénérée selon les axes d’observation. Un avantage de ce mode de réalisation est d’accélérer la convergence de l'algorithme de reconstruction. [0074] Les [Fig. 9.c] et [Fig. 9.d] sont les vues et les images obtenues de la reconstruction 2D classique à partir des vues selon X et selon Y à 90° l’une de l’autre. Toutes les intersections entre les cônes sont considérées comme valides. Les vues sont prises suivants les axes X et Y et l'image montrée selon l'axe Z où l'on ne dispose d'aucune observation.
[0075] Un des avantages de ce mode réalisation (reconstruction 2D classique) est de mettre en évidence trois problèmes, une ligne d'artéfact selon l'axe de vue, l'image de la source ponctuelle n'est pas sphérique et présente une distorsion selon les mêmes axes que l'artéfact, le temps de calcul de l'image est très long.
[0076] Un lissage peut alors être envisagé pour réduire les artéfacts et de meilleures statistiques mais ils resteront problématiques dans le cas d'une source étendue dont on souhaite reconstituer la forme.
[0077] Les [Fig. 9.c] et [Fig. 9.d] montrent que ce défaut est réduit si on observe selon l'axe X ou Y ou sont réalisées les observations (vues). Ces défauts sont d’origines diverses, la mauvaise définition des contours de l'objet à imager induit des défauts naturellement moins importants suivant l'axe de vue mais plus important si on n'est pas dans l'axe de vue, l'intersection de la paroi du cône (par exemple issue de Y) qui ne contient pas la source avec l'angle de vue (X dans ce cas). En effet l'angle de prise de vue est dense en cônes selon X, mais pauvre en intersection de cônes issus de Y.
[0078] Dans ce mode de réalisation, deux phénomènes intéressants sont mis en évidence, la taille de la tâche qui contient la source est réduite par rapport à une observation selon un seul axe (la résolution spatiale est supérieure).
[0079] Un avantage de ce mode de réalisation est qu’il permet de positionner correctement l'objet avec un nombre très faible de photons (une dizaine seulement par voxel contre une 50 pour une image sur au moins une vue simple par exemple). [0080] Selon une autre particularité, ne sont considérées que les intersections de cônes provenant des vues X et Y dans la reconstruction. Toutes les intersections X-X et Y-Y sont éliminées, ce qui a pour effet d’améliorer la précision de localisation de la source, d’accélérer la convergence de l’algorithme, et de réduire les artéfacts dus aux sources fantômes.
[0081] Selon une autre particularité, une observation selon l’axe Z réduit davantage les artéfacts. En effet, avec cette observation complète il n’y a plus de direction particulière selon une vue et l’artefact est beaucoup moins marqué. Ainsi, une solution que propose le procédé est, pour limiter ce problème, d’observer le système selon l’axe Z.
[0082] Mode 3D (prise(s) de vue(s) dans trois directions).
[0083] Selon une autre variante, trois photons gammas issus de la même source sont détectés, soit par trois caméras Compton différentes, chacune suivant un des trois axes du trièdre ([Fig. 10] ; [Fig. 12]), soit par une seule caméra Compton apte à réaliser trois vues, chacune suivant trois axes différents du trièdre, soit par deux caméras, l’une réalisant une vue suivant un des axes du trièdre et l’autre réalisant successivement les deux autres vues respectivement sur les deux autres axes du trièdre. Ces différentes options de disposition des caméras Compton ont pour but de recouvrir toutes les configurations envisageables pour au final permettre d'obtenir trois prises de vue distinctes suivant les trois axes d’un trièdre.
[0084] Selon un mode de réalisation, les vues peuvent être acquises, soit simultanément par trois caméras Compton distinctes, soit séquentiellement par un déplacement d’au moins une caméra Compton sur lesdits 3 axes X, Y et Z du trièdre.
[0085] Selon un mode de réalisation, le lieu d’émission (S) du photon détecté coïncide avec le point d’intersection (O) des axes X, Y et Z origine du trièdre [Fig. 10.]. [0086] Selon un autre mode de réalisation, ledit trièdre est un trièdre aux axes X, Y et Z orthogonaux définissant trois directions de l’espace. Trois vues suivant les trois directions de l’espace constituent des conditions optimales d’observation pour une source donnée située à origine dudit trièdre, Dans le cas où le champ de vue est transparent au rayonnement, les vues dessus et dessous sont équivalentes en information, et sont celles ou les axes joignant la source à la caméra constituent un trièdre orthogonal.
[0087] Dans un mode de réalisation, on observe simultanément la source selon les 3 axes du trièdre et on ne considère que les intersections qui comprennent les trois angles de vue, il n’existe dans le cas le plus général que 8 solutions ponctuelles possibles pour la source dans l’espace, 8 zones restreintes si les cônes ont une certaine épaisseur due aux incertitudes [Fig. 9. a]
[0088] Dans le cas où les 3 prises de vues sont réalisées de telle manière que l’angle du trièdre entre les 3 caméras et la position de la source est de 90°, Il y a deux zones positions possibles qui sont dans une gamme de distance à chacune des vues relativement réduites. Les solutions ne sont plus dégénérées dans aucune direction. Le volume de la zone des solutions est plus réduit que dans les modes 1 D et 2D. Avec trois vues, le volume d'interaction des cônes Compton [Fig. 1 1 . b] est de 360 cm3, environ 20 fois inférieur à celui obtenu de l'intersection des cônes Compton en mode 1 D et 2D. Ceci accélère davantage la convergence de l'algorithme de reconstruction classique utilisé. De plus la résolution spatiale des images reconstruite est améliorée en passant d’une reconstruction 2D a une reconstruction 3D.
[0089] Selon une autre variante de réalisation, le procédé contient une méthode de reconstruction Compton dans laquelle ne sont retenues que les intersections de cônes issues de vues différentes. Un des avantages étant par exemple, l’amélioration de la précision de localisation de la source qui permet une meilleure réduction des artéfacts de source fantôme dans l’image reconstruite. [0090] Si on compare 2 intersections de cônes en mode 3D contenant une même source mais correspondant à deux groupes de photons différents, la probabilité que les solutions « fantômes » coïncident est très faible. La technique de reconstruction va donc converger avec un nombre très limité de photons. (Dans une moindre mesure c’est aussi le cas quand on considère toutes les intersections).
[0091] On passe d’une technique d’imagerie basée sur une approche probabiliste qui nécessite un nombre important de photons (50 pour une image 1 D avec une vue ou 2D/3D avec deux vues) à une technique d’imagerie quasi déterministe qui pourrait fournir une image correcte avec moins de 10 photons/voxel. Un autre avantage qui en découle est de permettre de détecter de manière certaine une faible contamination avec un nombre réduit de photons.
[0092] Le voxel étant l’unité d’image volumique dont la géométrie peut variée à souhait de manière non limitative (cubique, cylindrique, sphérique, etc.).
[0093] Un autre intérêt d’imposer la présence de cônes provenant des 3 vues pour considérer une zone d’intersection comme valide, est que cela va considérablement accélérer la convergence de l’algorithme de rétroprojection en supprimant les zones non pertinentes pour localiser la source.
[0094] Un autre intérêt est que cette réduction des incertitudes amène à réduire les dimensions de la tâche qui contient l’image de la source. Avec trois vues on a une meilleure résolution angulaire de la caméra Compton.
[0095] Selon une autre variante, ledit procédé d’imagerie Compton contient en outre un processus de dépouillement Compton, utilisé dans le cas où l’intensité de la source est identique entre plusieurs vues, pour filtrer les évènements parasites pour lesquelles ladite intensité de la source ne satisfait pas à la loi de l’inverse des distances au carré, ne variant pas comme 1/d2 sur chacune des vues, d étant la distance de la source à la caméra sur chacune des vues. [0096] Lorsque l’on observe une source donnée simultanément à partir de plusieurs points ou si l’intensité de la source de radiation n’est pas significativement variable durant le temps d’observation et les positions relatives des prises de vues dans l’espace sont précisément connues, il est possible d’exclure certaines des solutions issues des intersections de cônes en tenant compte de la loi de variation du nombre de photons détectés avec la distance.
[0097] En particulier, si les vues de la source sont simultanées, en particulier si l’absorption du rayonnement est négligeable, il est possible dans la plupart des cas de déterminer laquelle des deux solutions est la bonne car le nombre de photons détectés par chaque caméra doit varier comme 1/d2 en fonction de l’éloignement de la source, ce qui n’est pas en général vérifié pour la source « fantôme ».
[0098] L’utilisation de cette règle en 1/d2 permet d’exclure un certain nombre de solutions principalement celles qui sont générées par les sources fantômes.
[0099] Une autre variante d’utilisation de cette règle en 1/d2 permet dans la présente invention d’affiner les résultats de métrologie des flux de photon, de mesure d’activité, de localisation précise et indentification de diverses types sources et points chauds.
[00100] Dans le cas où l’objet à imager présente une absorption notable du rayonnement, les vues selon l’axe X et selon l’axe -X ne sont pas nécessairement équivalentes et doivent être observées. Dans ce cas on pourra être amené à réaliser 6 vues, voire plus selon l’importance de l’absorption du rayonnement.
[00101] A contrario, l’atténuation due au rayonnement diffusé (imagerie médicale) n’est pas gênante puisqu’il est possible d’obtenir des images quantifiées du rayonnement diffusé, notamment grâce à la résolution angulaire. [00102] La présente invention concerne en outre un imageur Compton comportant au moins une caméra Compton, apte à réaliser au moins trois vues successives ou simultanées et mettant en oeuvre le procédé d’imagerie Compton selon les particularités ci-dessus décrites.
[00103] Ladite zone dense pouvant être localisée en utilisant une vue Compton, deux vues Compton, de préférence au moins trois vues Compton, la précision de localisation selon l’axe de visée de la caméra Compton étant faible. De plus, avec au moins 3 vues Compton, les artéfacts sont réduits, les contours mieux définis, et la reconstruction 3D Compton plus rapide et bien meilleure.
[00104] Selon un autre mode réalisation, ledit dispositif comprend au moins une caméra Compton multi-capture (utilisant au moins deux positions de captures d’imagerie Compton réalisées à partir d’au moins deux emplacements différents). Ce mode de réalisation permet de définir plus facilement de définir une géométrie souhaitée pour délimiter la zone dense localisée. Par exemple, pour une vue réalisée avec une caméra Compton binoculaire (deux têtes de captures) il est plus aisé de définir des géométries cylindriques pour les voxels desdites zones denses localisées par ces caméras Compton binoculaire. Ainsi on améliore la qualité des images reconstruites.
[00105] Selon un mode de réalisation, ledit dispositif est apte à localiser une zone dense en utilisant l’intersection des cônes issus de diverses vues distinctes et apte à délimiter le contour de ladite zone dense ([Fig. 14]).
[00106] Selon un mode de réalisation, ledit dispositif est apte à quantifier l’activité présente dans ladite zone dense en comptant le nombre de cônes et ainsi à estimer la distribution du radio traceur dans dite zone dense.
[00107] Selon un autre mode de réalisation, ledit dispositif est apte à effectuer des détections en coïncidence par les caméras PET et d’associer à chacune une ligne de réponse (LOR) ([Fig.13]). [00108] La reconstruction 3D Compton ci-dessus décrite est utilisée pour reconstruire l’image 3D de la zone dense localisée et ensuite calculer une carte 3D de probabilité de détection à partir de l’image.
[00109] La reconstruction 3D Compton donne une carte de densité 3D des interactions valides (multi-vues par exemple) issue des événements Compton détectés. Cette carte permet de calculer voxel/voxel une carte de probabilité de présence d’émission gamma dans ce voxel. Le filtrage est effectué en affectant à chaque segment de la LOR PET traversant le voxel Compton la probabilité associée. Ce processus de filtrage est similaire à celui qui est utilisé dans les scanners PET type Time of Flight. Dans ces scanners pour chaque LOR on définit une distribution de probabilité de position de la source en fonction des temps d’arrivée relatifs des photons sur les deux détecteurs en coïncidence.
[00110] Dans le cas d’une source ponctuelle isolée dans l’espace, en admettant une résolution spatiale de la caméra Compton d’un centimètre (cm) sur chaque vue 2D, par exemple en imagerie avec un détecteur éloigné d’environ 30 cm, on peut positionner la source dans un voxel 3D d’un centimètre cube (cm3). Dans ce cas l’intersection de la LOR d’un PET avec ce voxel donnera un segment de droite d’une longueur de 1 cm FWHM. Cette longueur correspond à un temps de vol de la lumière de 30 pico seconde (ps).
[00111] Selon un mode de réalisation, ledit dispositif est apte à sélectionner un faisceau sur la base d’une pluralité de LOR et de la zone d’intersection entre ledit faisceau et ladite zone dense. La resolution spatiale d'une caméra Compton est une résolution angulaire. Plus on approche le détecteur, plus la résolution spatiale est petite. Dans le cas d'une imagerie spécifique à un organe, par exemple le cerveau, s'il est possible d'approcher la caméra Compton à 10cm de l'organe la résolution spatiale de l'image Compton sera alors de 3mm, ce qui serait équivalent à un TOF de 10 ps [00112] Selon un mode de réalisation, le procédé d’imagerie PET et Compton comprend une étape supplémentaire de filtrage électronique des LOR traversant une zone dense en considérant de la probabilité d’association d’une LOR avec ladite zone dense.
[00113] Selon un mode de réalisation, ledit dispositif est apte à segmenter des LOR du faisceau traversant ladite zone dense. En délimitant ladite zone dense où il y a forte concentration d’activité, on localise la source. Puis, en segmentant les LOR traversants ladite zone dense suivant les contours de celle-ci, on réduit l’incertitude sur la position réelle de source. Cette étape du procédé est déterminante en optimisant la position de la source, permet de réaliser une image locale très précise, d’accélérer les algorithmes reconstruction, de réduire la dose nécessaire pour l'imagerie.
[00114] En imagerie PET, l'information le temps de vol est utile pour améliorer la qualité d’image, le temps d’acquisition, réduire la dose etc. Les meilleurs imageurs PET actuels ont un temps de vol de 240 ps FWHM ce qui correspond à une longueur moyenne de LOR de 6 cm. Cette longueur est grande devant la résolution spatiale intrinsèque des scanners de l’ordre de trois ou quatre (3 ~ 4) millimètres (mm). De ce fait il n’est pas possible d’obtenir une image directement en positionnant les segments de droite dans l’espace. Il faut passer par un sinogramme et un processus complexe de reconstruction. Toute fois la section de 6 cm améliore considérablement la résolution spatiale des images reconstruites. La méthode de segmentation des LOR de la présente invention basée sur les contours de la zone dense localisée par les caméras Compton permet d’obtenir des LOR de 1 cm ce qui est impossible pour les imageurs actuels et contribue à réduire les artéfacts et améliorer la résolution spatiale. En effet un apport essentiel des caméras Compton au dispositif est de permettre la réalisation d’une l’image 3D Compton précise des zones denses de tailles d’environ 1 cm pour une source ponctuelle et leur localisation. Aussi, la résolution temporelle de nos caméras (<250 ps) facilite la mise en oeuvre du procédé de la présente invention car il est possible d’obtenir une mesure de Time of flight entre l’émission et la caméra Compton dans le cas ou un événement est détecté par le PET.
[00115] Selon un autre mode de réalisation de l’invention une seule vue Compton est nécessaire pour localiser la source. On intersecte les LOR issues du scanner PET avec une image Compton « bi-dimensionnelle » acquises à partir d’une seule vue Compton. Dans ce mode de réalisation la position de la source sera précise (à 1 cm par exemple) dans la direction perpendiculaire à la visée de la caméra (X, Y) et dégénérée selon l’axe de visée (axe Z).
[00116] Selon un mode de réalisation de l’invention, dans le cas où la source émet un photon gamma en même temps qu’un positron (22Na, 41Sc, etc.) une seule vue Compton est nécessaire pour localiser la source. Les deux photons de 51 1 keV ayant été détectés conjointement par les caméras PET et le troisième photon détecté par la seule caméra Compton dans la même fenêtre temporelle.
[00117] Ce mode de réalisation est adapté aux radionucléides qui sont émetteurs simultanément de deux types de rayonnements, les betas plus (b+) et les gammas (y) par exemple le 22Na, le 41 Sc etc. Pour ce type de radionucléides, deux photons de 51 1 keV sont détectés et un troisième d’énergie différente (1 ,3 MeV pour 22Na par exemple) lui aussi émis lors de la désintégration dudit radionucléide. La très bonne résolution temporelle (< 250 ps) de certaines caméra Compton équivalente à celle des caméras TEP permet la détection des trois évènements en mesurant les temps de vol entre source/ détecteurs PET mais aussi source/caméra.
[00118] Tel que décrit ci-dessus, la localisation 3D d’une source peut être réaliser par au moins trois vues distinctes.
[00119] Les deux photons de 51 1 keV sont détectés conjointement par les caméras PET et le troisième photon détecté par la caméra Compton dans la même fenêtre temporelle. L’intersection réalisée entre le cône Compton issu de la caméra Compton et la LOR joignant les deux caméras TEP donne le lieu d’émission des trois photons détectés. Les trois éventements tous issus du même atome donnent aussi ici, une localisation quasi déterministe dudit lieu d’émission (deux zones d’intersections cône / LOR).
[00120] En outre la mesure des temps d’impact des photons sur les deux détecteurs PET et sur la caméra Compton permet d’estimer la distance source/détecteur sur la LOR et sur le cône. On doit donc intersecter une tranche de cône pour le Compton avec un segment de droite pour la LOR. Dans ce mode une seule caméra Compton suffit. Dans ce mode on peut aussi faire une image Compton avec le photon co-emis avec le beta plus.
[00121] Dans un autre mode de réalisation, les gammas co-emis avec le beta-plus. étant émis dans toutes les directions de l'espace, il est possible, par fenêtrage d'énergie des caméras PET, centrées sur 1 ,3 MeV, de filtrer les 51 1 KeV et l’on dispose ainsi, à l’issue dudit fenêtrage de trois vues à 1 ,3 MeV, de la possibilité de réaliser une imagerie à 1 ,3 MeV de la source.
[00122] Dans un autre mode de réalisation, ledit procédé contient une étape supplémentaire dans laquelle la localisation du lieu d’émission des photons est déterminée pour les radionucléides qui sont émetteurs d’au moins deux types de rayonnements en simultané (par exemple 22Na, 41Sc) par l’intersection entre un cône Compton une LOR.
[00123] Dans un autre mode de réalisation, ledit dispositif contient une caméra Compton est capable de mesurer le temps de vol du photon en coïncidence avec l’émission PET.
[00124] Dans un autre mode de réalisation, l’intersection des deux objets donnera dans le cas général deux segments de LOR de 1 cm de longueur et de 3-4 mm de diamètre. Par ailleurs, comme on dispose du temps d’arrivée du troisième photon sur la caméra Compton, il est possible dans la plupart des cas d’exclure l’une des deux positions du fait du TOF, soit Compton soit PET. Dans le cas ou l’on peut exclure une des deux positions, on a une image déterministe sans reconstruction de la zone d’émission. Deux ou trois évènements de ce type par Voxel suffisent à obtenir une image parfaite de l’objet et permet une nette réduction de la dose injecter pour une application médicale par exemple.
[00125] Selon une particularité, l’étape de segmentation des LOR du procédé de la présente invention en s’appuyant sur le contour délimitant les zones denses permet d’obtenir des LOR d’environ 1 cm. Les avantages de ce mode de réalisation sont nombreux quelques-uns étant la réduction significative du nombre de coïncidences fortuites, l’accélération de la reconstruction, l’amélioration de la qualité d’image, aussi le coût du dispositif de la présente invention par rapport aux TEP et TEP TOF classiques.
[00126] De manière avantageuse, ce mode de réalisation de l’invention accélère la convergence de l’algorithme de reconstruction et améliore la qualité de l’image reconstruite.
[00127] Selon un autre mode de réalisation, les trois vues sont acquises à partir de trois positions connues réparties sur au moins un des trois axes (X, Y, Z) d’un trièdre ([Fig.14], les champs d’acquisition desdites vues possédant au moins une zone de recouvrement couvrant l’objet à imager. L’objectif ici étant à l’aide des trois vues Compton localiser la zone dense.
[00128] Selon un mode de réalisation, ledit dispositif contient une méthode lui permettant de réaliser des acquisitions suivant trois vues Compton distinctes.
[00129] De manière non limitative, une des méthodes serait d’insérer au moins deux têtes Compton à 90° l’une de l’autre à l’intérieur de l’anneau d’un scanner PET, la troisième tête étant située dans l’axe de l’anneau hors du champ de vu habituel du PET, les trois têtes aptes à former un trièdre directe centré sur la zone à imager [Fig. 14]
[00130] Une autre méthode serait de disposer les trois têtes Compton à 120° l’une de l’autre en dehors de l’anneau du PET chacune étant inclinée et visant le centre géométrique de l’anneau afin de réaliser un trièdre qui échantillonne bien tous les axes dudit trièdre.
[00131] En outre, ces méthodes de réalisation peuvent être envisagées sous plusieurs formes :
[00132] Dans un mode de réalisation, la présente invention met un Kit à disposition des utilisateurs leur permettant d’augmenter les performances d’un scanner TEP existant en réalisant un rétrofit et comportant au moins une caméra Compton. Le nombre desdites caméra Compton du Kit variant en fonction de la nature du montage souhaité. Ce mode de réalisation permet de modifier et améliore des imageurs actuels en leur permettant de proposer d'autres options d'utilisations ;
[00133] Dans un autre mode de réalisation, en mettant à disposition un autre Kit permettant d’ajouter un détecteur mince type diffuseur à l’intérieur d’un anneau PET existant, de réaliser un couplage entre ce centre diffuseur à l’absorbeur derrière et adjoindre un détecteur Compton.
[00134] Un autre mode de réalisation met à disposition le dispositif tel que décrit dans la présente invention en un seul bloc et comportant trois caméras Compton et au moins deux caméras TEP.
[00135] Ledit dispositif est apte à localiser une zone dense et de délimiter le contour de ladite zone dense.
[00136] Selon un mode de réalisation, le procédé d’imagerie PET et Compton est apte à mettre en œuvre une méthode de reconstruction tomographique PET et Compton qui tient compte d’au moins trois vues distinctes localisant l’objet à imager qui contient ladite zone dense.
[00137] Selon un autre mode de réalisation, le procédé d’imagerie PET et Compton contient une méthode de reconstruction Compton dans laquelle ne sont retenues que les intersections de cônes issus de 3 vues différentes. [00138] Selon un mode de réalisation, le procédé d’imagerie PET et Compton est apte à mettre en oeuvre une méthode de reconstruction tomographique PET et Compton qui tient compte d’au moins trois vues distinctes localisant l’objet à imager, définissant les contours de la zone dense et guidant la segmentation des LOR.
[00139] Selon un autre mode de réalisation, le procédé d’imagerie PET et Compton contient une méthode de reconstruction PET et Compton dans laquelle ne sont retenues que les intersections de cônes issus de 3 vues différentes définissant les contours de zones denses guidant la segmentation des LOR.
[00140] Selon un autre mode de réalisation, le procédé d’imagerie PET/Compton contient un processus de dépouillement Compton, utilisé dans le cas où l’intensité de la source est identique entre plusieurs vues, pour filtrer les évènements parasites pour lesquelles ladite intensité de la source ne satisfait pas à la loi de l’inverse des distances au carré, ne variant pas comme 1/d2 sur chacune des vues, d étant la distance de la source à la caméra sur chacune des vues. En réduisant ainsi les contributions des photons détectés non issues de ladite zone dense, des photons issus de sources fantômes, des photons fortuits, seul les évènements vrais sont retenus. On affine et améliore la qualité de l’image. Ici, un évènement est vrai si le photon à son origine contribue réellement à la formation l’image.
[00141] L’invention concerne en outre un imageur PET et Compton comportant au moins une caméra Compton apte à réaliser au moins une vue Compton, au moins deux caméras TEP aptes à réaliser des acquisitions en coïncidence pour la mise en oeuvre du procédé selon une des particularités décrites.
[00142] Selon un mode de réalisation, l’imageur PET et Compton de la présente invention comporte des caméras hybrides PET et Compton. Les technologies de caméras hybrides PET et Compton sont enseignés dans la demande PCT/EP2019/062805 du même inventeur (« un premier module (CP), dit "hybride", dont le scintillateur (2) comprend au moins une plaque de cristal scintillateur (P1 ), dit rapide, dont le temps de montée au pic de lumière est inférieur à 1 ns, ledit module "hybride" étant apte à produire à la fois une diffusion Compton et une absorption d'au moins une partie du rayonnement gamma pour une détection de coïncidence entre les évènements dans ce premier module hybride (CP) et les évènements dans un second module (CP, P) de détection avec lequel ce premier module hybride (CP) forme donc ledit couple de modules PET de détection de coïncidences ») sont apte à réaliser les deux types d’acquisitions (PET et Compton). Leur utilisation facilite la compacité de l’imageur (une seule caméra au lieu de deux voir plus, dans certains modes de réalisation).
[00143] Selon un mode de réalisation, l’imageur PET et Compton de la présente invention est couplé à une troisième modalité d’imagerie (CT-Scan ou IRM, etc. comme déjà mentionné dans la présente demande) facilitant la fusion d’images pour un meilleur diagnostic.
[00144] Le couplage de l’imageur PET et Compton à un CT-Scan permet grâce au CT-Scan d’acquérir une cartographie réelle des coefficients d’atténuations de l’objet à imager et de pouvoir appliquer pendant la reconstruction PET et Compton une correction d’atténuation pour une zone souhaitée.
[00145] Le couplage de l’imageur PET et Compton à un imageur type IRM (Imagerie par Résonance Magnétique) permet entre autres d’apporter une solution au problème de petite taille de champ des imageurs IRM, de mieux comprendre le fonctionnement d’un organe en combinant les avantages de ces deux modalités d'imagerie fonctionnelle, etc. [00146] Ce mode de réalisation divulguant le couplage de l’imageur PET et Compton de la présente invention avec une autre modalité d’imagerie permet de réaliser simultanément plusieurs images avec différentes modalités d'imageries dans la même position. Un avantage étant, en facilitant la réalisation des fusions d'images tirer profit des atouts de chacune desdites modalités. Ainsi, permet d’améliorer la qualité de l’interprétation des images fusionnées résultantes, la précisions du positionnement des patients en sale de traitement etc.
[00147] Selon un autre mode de réalisation de la présente invention, au moins une desdites caméras Compton est montée sur au moins un dispositif muni d’au moins un moteur pouvant successivement et/ou simultanément se mouvoir dans toutes les directions de l’espace et être orienté suivant les angles d’Euler, soit en mode automatique, soit en mode manuel. L’objectif étant d’obtenir le plus aisément quel que soit la configuration géométrique, toutes les vues souhaitées de l’objet à imager.
[00148] Selon un mode d’utilisation, l’invention concerne en outre l’utilisation de l’imageur PET et Compton, dans les domaines de la santé, dans le domaine vétérinaire et dans l’industrie.
[00149] De manière non limitative, le dispositif de la présente invention met à disposition des utilisateurs de nombreuses options d’utilisations qui permettent à l’utilisateur d’envisager sans contraintes supplémentaires imager des objets de très grandes taille (éléphants ... ).
[00150] Selon un autre mode d'utilisation, l'utilisateur a à disposition d'autres options d’utilisation pour des objets de petites tailles pour lesquelles les imageurs actuels ne proposent pas de solutions.
[00151] Ces options d'utilisation découlent principalement de l’absence des collimateurs mécaniques, de la précision de localisation des sources, du faibles faible nombre de photons/pixel requis pour reconstruire l’image. [00152] En outre, de manière inédite, l’invention met à disposition des utilisateurs plusieurs types de kit d’amélioration d’imagerie, pour transformer de manière réversible des imageurs (par exemple des imageurs PET, des imageurs CT-Scan, IRM... ) les rendant compatibles avec le procédé selon l’une des caractéristiques décrite ci-dessus.
[00153] De manière non limitative, ledit Kit d’amélioration contient, d’une part un dispositif apte à réaliser au moins trois vues distinctes Compton suivant les trois directions de l’espace et d’autre part un module de reconstruction mettant en oeuvre un algorithme de reconstruction combinant les acquisitions de l’imageur PET à celles dudit dispositif à trois vues Compton pour la mise en oeuvre du procédé selon les particularités décrites précédemment.
[00154] De manière non limitative, ledit Kit d’amélioration contient, d’une part un dispositif apte à réaliser au moins trois vues distinctes Compton suivant les trois directions de l’espace, au moins deux caméras TEP et d’autre part un module de reconstruction mettant en oeuvre un algorithme de reconstruction combinant les acquisitions de l’imageur CT-Scan et dudit dispositif à trois vues Compton et deux caméras TEP pour la mise en oeuvre du procédé selon les particularités décrites précédemment.
[00155] De manière non limitative, ledit kit d’amélioration contient, d’une part un dispositif apte à réaliser au moins trois vues distinctes Compton suivant les trois directions de l’espace, au moins deux caméras TEP et d’autre part un module de reconstruction mettant en oeuvre un algorithme de reconstruction combinant les acquisitions de l’imageur IRM à celles dudit dispositif à trois vues Compton et deux caméras TEP pour la mise en oeuvre du procédé selon les particularités décrites précédemment.
[00156] Ainsi, la présente invention prévoit également un kit d’amélioration des dispositifs existants utilisant des moyens de rapprocher (physiques ou humains, selon les risques) les caméras Compton de l’objet à observer, de manière à obtenir une segmentation des LOR inférieure ou égale à 1 cm.
[00157] Plusieurs types de combinaisons peuvent être envisagées sous forme de Kit. Celles bénéficiant des particularités de la présente invention et modifiant un imageur quelconque rentrent également dans la portée de la présente invention.
[00158] On comprend aisément à la lecture de la présente demande que les particularités de la présente invention, comme généralement décrites et illustrées dans les figures, peuvent être arrangées et conçues selon une grande variété de configurations différentes. Ainsi, la description de la présente invention et les figures afférentes ne sont pas prévues pour limiter la portée de l'invention, mais représentent simplement des modes de réalisation choisis.
[00159] L’homme de métier comprendra que les caractéristiques techniques d’un mode de réalisation donné peuvent en fait être combinées avec des caractéristiques d’un autre mode de réalisation à moins que l’inverse ne soit explicitement mentionné ou qu’il ne soit évident que ces caractéristiques sont incompatibles. De plus, les caractéristiques techniques décrites dans un mode de réalisation donné peuvent être isolées des autres caractéristiques de ce mode à moins que l’inverse ne soit explicitement mentionné.
[00160] Enfin l’homme de métier comprendra que les informations contenues dans les figures, notamment celles des figures 1 à 3, seront des informations techniques incorporables au présent texte en tant qu’annexe.
[00161] Il doit être évident pour les personnes versées dans l’art que la présente invention permet des modes de réalisation sous de nombreuses autres formes spécifiques sans l’éloigner du domaine défini par la protection demandée, ils doivent être considérés à titre d'illustration et l’invention ne doit pas être limitée aux détails donnés ci-dessus.
PAGE LAISSÉE VIDE INTENTIONNELLEMENT

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé d’imagerie PET et Compton mis en œuvre par un dispositif comportant au moins deux modules PET en regard, caractérisé en ce qu’il comprend au moins une caméra Compton réalisant au moins une vue Compton, les champs d’acquisition desdites vues PET et Compton possédant au moins une zone de recouvrement couvrant l’objet à imager, ledit dispositif permettant la réalisation des étapes suivantes :
• acquisition d’une vue Compton ;
• localisation d’une zone dense et de son contour sur ladite vue Compton ;
• Calcul de la carte 2D de probabilité de détection de présence d’une source à partir de sur ladite vue Compton
• Détection en coïncidence par les caméras PET et association d’une ligne de réponse (LOR) ;
• Segmentation des LOR qui traversent la zone dense en utilisant la probabilité de détection déterminée par ladite vue Compton.
2. Précédé d’imagerie PET et Compton mis en œuvre par un dispositif comportant au moins un module PET en regard, caractérisé en ce qu’il comprend au moins une caméra Compton réalisant au moins une vue Compton à partir d’au moins deux positions, de préférence trois, parmi trois positions connues réparties sur au moins un des trois axes (X, Y, Z) d’un trièdre, les champs d’acquisition desdites vues possédant au moins une zone de recouvrement couvrant l’objet à imager, ledit dispositif permettant la réalisation des étapes suivantes :
• acquisitions suivant trois vues Compton distinctes ;
• localisation d’une zone dense et de son contour en trois dimensions sur lesdites vues Compton ; • calcul d'une carte 3D de probabilité de détection de présence d’une source à partir desdites vues Compton ;
• détection en coïncidence par les caméras PET et association d’une ligne de réponse (LOR) ; · segmentation des LOR qui traversent la zone dense en utilisant la probabilité de détection déterminée par lesdites vues Compton.
3. Procédé d’imagerie PET et Compton selon les revendications 1 à 2 caractérisé en ce qu’il comprend une étape supplémentaire de filtrage des LOR traversant une zone dense en considérant de la probabilité d’association d’une LOR avec ladite zone dense.
4. Procédé d’imagerie PET et Compton selon les revendications 1 à 3 caractérisé en ce qu’il comprend au moins une caméra multi-captures Compton.
5. Procédé d’imagerie PET et Compton selon les revendications 1 à 4, caractérisé en ce que dans les zones de l’image présentant un fort contraste, les LOR sont segmentés sur des longueurs inférieures ou égales à deux centimètres.
6. Procédé d’imagerie PET et Compton selon les revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu’il contient une méthode de reconstruction tomographique PET et Compton tenant compte d’au moins trois vues distinctes localisant l’objet à imager, définissant les contours de la zone dense et guidant la segmentation des LOR.
7. Procédé d’imagerie PET et Compton selon les revendications 1 à 6, caractérisé en ce qu’il contient une méthode de reconstruction PET et Compton dans laquelle ne sont retenues que les intersections de cônes issus de 3 vues Compton différentes localisant l’objet à imager, définissant les contours de la zone dense et guidant la segmentation des LOR.
8. Procédé d’imagerie PET et Compton selon les revendications 1 à 7, caractérisé en ce qu’il contient une étape supplémentaire dans laquelle la localisation du lieu d’émission des photons est déterminée par l’intersection entre un cône Compton une LOR.
9. Procédé d’imagerie PET et Compton selon les revendications 1 à 7, caractérisé en ce qu’il contient une étape supplémentaire dans laquelle la localisation du lieu d’émission des photons est déterminée pour les radionucléides qui sont émetteurs d’au moins deux types de rayonnements, en particulier un positron et un rayon gamma, par l’intersection entre un cône Compton une LOR.
10. Procédé selon la revendication 8 à 9 caractérisé en ce que la caméra Compton est capable de mesurer le temps de vol du photon en coïncidence avec l’émission PET
1 1 . Imageur PET et Compton comportant au moins une caméra Compton apte à réaliser au moins une vue Compton, au moins deux caméras TEP aptes à réaliser des acquisitions en coïncidence pour la mise en oeuvre du procédé selon les revendications précédentes.
12. Imageur PET et Compton selon la revendication 1 1 , caractérisé en ce qu’il comporte des caméras hybrides PET/Compton.
13. Imageur PET et Compton selon la revendication 1 1 , caractérisé en ce qu’il couplé à une troisième modalité d’imagerie (par exemple CT-Scan ou IRM) facilitant la fusion d’images pour un meilleur diagnostic.
14. Imageur PET et Compton selon la revendication 12 caractérisé qu’au moins une desdites caméras Compton est montée sur au moins un dispositif muni d’au moins un moteur pouvant successivement et/ou simultanément se mouvoir dans toutes les directions de l’espace et être orienté suivant les angles d’Euler, soit en mode automatique, soit en mode manuel.
15. Utilisation de l’imageur PET et Compton selon les revendications 10 à 13 pour réaliser des images avec au moins un traceur apte à générer des photons d’énergies différentes.
16. Kit d’amélioration d’imagerie, pour transformer des imageurs PET compatibles avec le procédé selon l’une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce qu’il contient, d’une part un dispositif ape à réaliser au moins trois vues distinctes Compton suivant les trois directions de l’espace et d’autre part un module de reconstruction mettant en oeuvre un algorithme de reconstruction combinant les acquisitions de l’imageur PET et dudit dispositif à trois vues Compton pour la mise en oeuvre du procédé selon la revendication 1 à 9.
17. Kit d’amélioration d’imagerie, pour transformer les imageurs CT-Scan, PET/CT et/ou PET/IRM, compatibles avec le procédé selon l’une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce qu’il contient, d’une part un dispositif ape à réaliser au moins trois vues distinctes Compton suivant les trois directions de l’espace, au moins deux caméras PET et d’autre part un module de reconstruction mettant en oeuvre un algorithme de reconstruction combinant les acquisitions de l’imageur et dudit dispositif à trois vues Compton et deux caméras PET pour la mise en oeuvre du procédé selon la revendication 1 à 8.
18. Kit d’amélioration d’imagerie, pour transformer les imageurs IRM compatibles avec le procédé selon l’une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce qu’il contient, d’une part un dispositif ape à réaliser au moins trois vues distinctes Compton suivant les trois directions de l’espace, au moins deux caméras TEP et d’autre part un module de reconstruction mettant en oeuvre un algorithme de reconstruction combinant les acquisitions de l’imageur IRM et dudit dispositif à trois vues Compton et deux caméras TEP pour la mise en oeuvre du procédé selon la revendication 1 à 9.
PCT/EP2020/067232 2019-06-19 2020-06-19 Procede d'imagerie utilisant conjointement une reconstruction pet et une reconstruction compton, de preference en compton 3d WO2020254649A1 (fr)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP20737365.5A EP3987314A1 (fr) 2019-06-19 2020-06-19 Procede d'imagerie utilisant conjointement une reconstruction pet et une reconstruction compton, de preference en compton 3d
US17/620,574 US11898972B2 (en) 2019-06-19 2020-06-19 Imaging method using jointly a PET reconstruction and a compton reconstruction, preferably in 3D compton

Applications Claiming Priority (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US16/446,471 US20200400593A1 (en) 2019-06-19 2019-06-19 Camera compton multi-capture et procede d'imagerie
US16/446,471 2019-06-19
FR2001009A FR3097656B1 (fr) 2019-06-19 2020-01-31 Camera Compton et procédé d’imagerie 3D COMPTON
FRFR2001009 2020-01-31
FR2001010A FR3097655B1 (fr) 2019-06-19 2020-01-31 Procede d’imagerie utilisant conjointement une reconstruction pet et une reconstruction compton, de preference en compton 3d
FRFR2001010 2020-01-31

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2020254649A1 true WO2020254649A1 (fr) 2020-12-24

Family

ID=71784127

Family Applications (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2020/067238 WO2020254653A1 (fr) 2019-06-19 2020-06-19 Camera compton et procede d'imagerie 3d campton
PCT/EP2020/067232 WO2020254649A1 (fr) 2019-06-19 2020-06-19 Procede d'imagerie utilisant conjointement une reconstruction pet et une reconstruction compton, de preference en compton 3d
PCT/EP2020/067261 WO2020254673A1 (fr) 2019-06-19 2020-06-19 Caméra compton à capture multiple et procédé d'imagerie

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2020/067238 WO2020254653A1 (fr) 2019-06-19 2020-06-19 Camera compton et procede d'imagerie 3d campton

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2020/067261 WO2020254673A1 (fr) 2019-06-19 2020-06-19 Caméra compton à capture multiple et procédé d'imagerie

Country Status (4)

Country Link
US (2) US20200400593A1 (fr)
EP (2) EP3987314A1 (fr)
FR (2) FR3097655B1 (fr)
WO (3) WO2020254653A1 (fr)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR3130367B1 (fr) * 2021-12-13 2023-12-08 Agence Nat Pour La Gestion Des Dechets Radioactifs Procédé d’estimation d’une distance entre un dispositif du type caméra Compton et une source de rayonnement gamma, programme d’ordinateur et ensemble d’imagerie Compton.

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2997766A1 (fr) 2012-11-08 2014-05-09 Alain Iltis Systeme et procede de detection de rayonnement gamma de type gamma camera
FR3013125A1 (fr) 2013-11-08 2015-05-15 Alain Iltis Procede pour ameliorer la resolution en energie de detecteurs de rayons gamma a scintillation, systeme, composant et application associes
WO2016185123A1 (fr) 2015-05-18 2016-11-24 Alain Iltis Systeme et procede de detection de rayonnement gamma de type camera compton
WO2017077164A1 (fr) 2015-11-04 2017-05-11 Consejo Superior De Investigaciones Científicas (Csic) Système de caméra compton à rayons gamma avec mesure de temps de vol
US20180239037A1 (en) * 2017-02-20 2018-08-23 National Institutes For Quantum And Radiological Science And Technology Partial-ring pet device and pet device

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7550738B1 (en) * 2005-04-28 2009-06-23 Utah State University Nuclear material identification and localization
US8461547B2 (en) * 2005-04-28 2013-06-11 Utah State University Suppressed correlation method for identifying radioactive sources
US8515011B2 (en) * 2009-06-02 2013-08-20 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and method for dose verification radiotherapy

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2997766A1 (fr) 2012-11-08 2014-05-09 Alain Iltis Systeme et procede de detection de rayonnement gamma de type gamma camera
FR3013125A1 (fr) 2013-11-08 2015-05-15 Alain Iltis Procede pour ameliorer la resolution en energie de detecteurs de rayons gamma a scintillation, systeme, composant et application associes
WO2016185123A1 (fr) 2015-05-18 2016-11-24 Alain Iltis Systeme et procede de detection de rayonnement gamma de type camera compton
WO2017077164A1 (fr) 2015-11-04 2017-05-11 Consejo Superior De Investigaciones Científicas (Csic) Système de caméra compton à rayons gamma avec mesure de temps de vol
US20180239037A1 (en) * 2017-02-20 2018-08-23 National Institutes For Quantum And Radiological Science And Technology Partial-ring pet device and pet device

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
M. KOLSTEIN ET AL: "Using triple gamma coincidences with a pixelated semiconductor Compton-PET scanner: a simulation study", JOURNAL OF INSTRUMENTATION, vol. 11, no. 01, 19 January 2016 (2016-01-19), pages C01039 - C01039, XP055337804, DOI: 10.1088/1748-0221/11/01/C01039 *

Also Published As

Publication number Publication date
FR3097655A1 (fr) 2020-12-25
WO2020254673A1 (fr) 2020-12-24
FR3097655B1 (fr) 2022-01-28
US20200400593A1 (en) 2020-12-24
WO2020254653A1 (fr) 2020-12-24
EP3987312A1 (fr) 2022-04-27
US11898972B2 (en) 2024-02-13
FR3097656B1 (fr) 2022-07-22
US20220357291A1 (en) 2022-11-10
EP3987314A1 (fr) 2022-04-27
FR3097656A1 (fr) 2020-12-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101365963B (zh) 构建飞行时间pet图像的方法
EP2668639B1 (fr) Compensation de troncation pour une reconstruction itérative d&#39;une image par tdm à faisceau conique pour des système spect/tdm
EP0011897B1 (fr) Appareil d&#39;examen tomographique par exploration de milieux aux rayons X ou gamma
FR2673728A1 (fr) Systeme de gamma camera a haute sensibilite.
FR2918205A1 (fr) Procede et systeme de rendu volumique multivue
EP3794381B1 (fr) Système et procédé d&#39;imagerie par détection de rayonnements gamma
WO1997001108A1 (fr) Dispositif d&#39;analyse non invasif par radio-imagerie, notamment pour l&#39;examen in vivo de petits animaux, et procede de mise en ×uvre
US8467584B2 (en) Use of multifocal collimators in both organ-specific and non-specific SPECT acquisitions
US8294109B2 (en) Extracting location information using difference images from a non-parallel hole collimator
FR2998160A1 (fr) Procede de traitement d&#39;images radiologiques en double energie
EP0573364B1 (fr) Procédé de reconstruction d&#39;images tridimensionnelles d&#39;un objet par des mesures utilisant un rayonnement conique et un réseau bidimensionnel de détecteurs
EP3987314A1 (fr) Procede d&#39;imagerie utilisant conjointement une reconstruction pet et une reconstruction compton, de preference en compton 3d
Llosá et al. Hybrid PET/Compton-camera imaging: an imager for the next generation
EP3234914A1 (fr) Procede de discrimination et d&#39;identification par imagerie 3d d&#39;objets d&#39;une scene
EP4010739B1 (fr) Collimateur tournant pour un système de détection de rayons x
JP2007033370A (ja) 断層撮影装置、断層撮影方法ならびに断層撮影プログラムおよびこれを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体
JP2003222676A (ja) 放射線検査装置
FR2717909A1 (fr) Procédé et dispositif d&#39;imagerie par détection de désintégrations de positions.
Giovagnoli Image reconstruction for three-gamma PET imaging
Cloutier Utilisation de la radioluminescence pour la conception de dosimètres optiques déformables
El Bitar Optimisation and validation of a 3D reconstruction algorithm for single photon emission computed tomography by means of GATE simulation platform; Optimisation et validation d'un algorithme de reconstruction 3D en Tomographie d'Emission Monophotonique a l'aide de la plate forme de simulation GATE
Lehner et al. 4/spl pi/Compton imaging using a 3-D position-sensitive CdZnTe detector via weighted list-mode maximum likelihood
Grignon Development of a liquid xenon Compton telescope dedicated to functional medical imaging
Archambault et al. Dynamic 3D measurement of modulated radiotherapy: a scintillator-based approach
Aoun Validation of the GATE Monte Carlo simulation of the Biospace small animal gamma camera on the lightweight grid CiGri. Application on the evaluation of the attenuated Radon transform inversion

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 20737365

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2020737365

Country of ref document: EP

Effective date: 20220119