Correction d’atténuation des photons

Nous avons vu dans le Chapitre 1 que l’effet d’atténuation est facilement modélisable dans le cas d’exa- mens TEP. Il faut cependant déterminer en amont l’ensemble des coefficients d’atténuation µ associé à chacune des LOR. Pour cela, une source de photons externe au patient est nécessaire. Cette source, de position connue, tourne autour du patient afin de réaliser un ensemble de mesures par transmission et ainsi établir la carte d’atténuation associée.

Il existe deux types de sources pour obtenir cette carte d’atténuation : les sources radioactives externes, et les sources de rayons X d’un TDM.

2.6.2.1.1 Acquisition des coefficients d’atténuation à partir d’une source radio-

active

Pour les systèmes TEP-2D, il était possible d’utiliser des émetteurs de positons à temps de demi- vies longues placés dans la caméra TEP au niveau des anneaux de détection [Bailey 1998]. Les photons d’annihilation étaient alors détectés après avoir traversé le patient ou l’objet. L’avantage de cette méthode est que l’énergie des photons exploités est la même que lors de l’examen d’émission : on obtient ainsi directement la carte d’atténuation µ(511 keV ). Cependant, la proximité de la source de transmission avec les détecteurs ne permet pas une application de cette technique en TEP-3D : le taux de coïncidences détectées n’ayant pas traversées l’objet est trop élevé, et la saturation électronique ainsi que le bruit engendré empêchent la détermination des coefficients µ.

Pour les systèmes TEP-3D, seules des sources radioactives émettrices de rayonnement γ peuvent être utilisées afin de diminuer suffisamment le bruit et éviter la saturation. On emploie ainsi des sources de rayonnement γ monoénergétiques comme le césium-137 (Eγ = 662 keV ) ou le cobalt-57 (Eγ = 122 keV )

[Karp et al. 1995]. Le problème ici est que les énergies mises en jeu sont différentes de 511 keV. Il est alors nécessaire d’appliquer une correction pour mettre à l’échelle les valeurs des coefficients µ à 511 keV [Watson et al. 1999]. Enfin, on notera que ces méthodes nécessitent la présence et le renouvellement de sources radioactives au sein des appareils, ce qui n’est pas favorable d’un point de vue radioprotection. Avec l’avénement des systèmes hybrides TEP-TDM, ces méthodes ne sont plus utilisées aujourd’hui en routine clinique et pré-clinique.

2.6.2.1.2 Acquisition des coefficients d’atténuation à partir d’un TDM

Aujourd’hui, que ce soit en clinique ou pré-clinique, les systèmes TEP sont couplés à un TDM afin d’ob- tenir des informations anatomiques précises en distinguant les organes et les os selon leur densité. Ce dernier permet ainsi d’estimer directement l’atténuation selon différents angles de projections autour du patient ou de l’objet. Cependant, les systèmes TDM fonctionnent avec des énergies ne dépassant généralement pas 200 keV. Il faut ici aussi effectuer une mise à l’échelle à 511 keV des coefficients d’atténuation mesurés. L’émission spectrale d’énergies inférieures à 511 keV ainsi que le durcissement4 du faisceau compliquent la conversion, mais plusieurs méthodes ont été développées afin de compenser ces effets. La plus simple consiste en une mise à l’échelle directe du type :

µtissu(511 keV ) = µtissu(EEf f)×

µeau(511 keV )

µeau(EEf f)

(2.37) avec EEf f l’énergie effective représentative du spectre énergétique de la source de rayons X. Ici, les

valeurs mesurées dans l’eau sont prises comme référence pour la mise à l’échelle. µtissu(EEf f) correspond

à la mesure effectuée et µtissu(511 keV ) est la valeur recherchée, pour tous les tissus. Bien que cette

interpolation linéaire soit précise pour les tissus de faibles densités (tissus mous, air et bien sûr l’eau), elle entraîne des écarts allant de -20% à -30% dans le cas des os [Lacroix et al. 1994] dus à la contribution plus importante de l’effet photoélectrique dans l’os, qui n’est pas du tout pris en compte par cette interpolation. C’est pourquoi des méthodes d’interpolation bi-linéaires sont plus généralement utilisées [Kinahan et al. 1998], en découplant les matériaux de faibles et de fortes densités, la valeur de l’eau étant la limite entre les deux domaines de densité. Les mesures dans l’air et l’eau définissent la première droite d’interpolation, tandis que les mesures dans l’os et dans l’eau définissent la seconde interpolation linéaire.

On obtient ainsi, pour chaque LORi, les coefficients d’atténuation A(pi) relatifs à chaque mesure pi.

2.6.2.1.3 Application de la correction d’atténuation

De façon analogue à la normalisation, les facteurs d’atténuation A(pi) peuvent être appliqués directement

sur les mesures, et on a : p∗_i = pi× A(pi). L’algorithme MLEM est alors appliqué sur les données corrigées

4. Traduit le fait que l’énergie moyenne du faisceau X augmente avec la profondeur d’interaction car les basses énergies du spectre sont atténuées en premier.

p∗_i et non sur pi. La correction a lieu dans ce cas avant la reconstruction, et peut également s’appliquer aux

reconstructions analytiques de type FBP.

Ici encore, la modification des données mesurées pi détruit leur nature poissonienne. On préfère alors

pondérer l’effet de l’atténuation sur le facteur de sensibilité [Hebert et Leahy 1986] avec le facteur de normalisation, et appliquer l’algorithme MLEM sur les données brutes pi. On obtient ainsi l’algorithme

ANW-MLEM ("Attenuation Weighted MLEM") : f_jn+1= f_jn 1 I P i=0 Rij N (pi)× A(pi) I X i=0 Rij pi J P j0₌₀ Rij0f_jn0 (2.38) Bien que la nature statistique des données acquises soit également modifiée dans ce cas, il a été montré que cet algorithme produit des images moins biaisées comparé à l’application des facteurs d’atténuation sur les données brutes [Comtat et al. 1998].

En pré-clinique, des simulations numériques ainsi que des mesures ont montré que dans le cas d’imagerie de souris de diamètre inférieur à 4 cm, une simple correction d’atténuation considérant un volume d’eau uniforme est suffisante si l’on souhaite limiter les erreurs de quantification à 6% maximum [Konik et al. 2011].