Simulation d'un examen anthropomorphique en imagerie TEMP à l iode 131 par simulation Monte Carlo GATE

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1 Simulation d'un examen anthropomorphique en imagerie TEMP à l iode 131 par simulation Monte Carlo GATE LAURENT Rémy Journées des LARD Septembre 2007 M2R Radiophysique et Imagerie Médicales

2 Introduction Bexxar : radioisotope pour le traitement des lymphomes nonhodgkinien Isotope émetteur - et : iode 131 Énergie principale d émission - : 192 kev Libre parcours moyen des électrons : 0.8 mm Remplace le Zevalin Émetteur : Indium 111 Émetteur - : Yttrium 90 (939 kev) Libre parcours moyen des électrons : 5.3 mm 1 seule injection : confort pour le patient Meilleur ciblage des cellules tumorales But : Réalisation de simulations réalistes et de reconstructions à partir d un fantôme voxelisé anthropomorphique Réalisation d une quantification précise Utilisation d une grille de calcul et estimation de son gain en temps 2

3 Plan 1. Modélisation d une gamma caméra pour l iode 131 Modélisation Étude de l influence du collimateur sur la résolution spatiale Étude de l influence du cristal sur la résolution spatiale 2. Le fantôme anthropomorphique NCAT Description de ses paramètres Intégration dans GATE 3. Étude de quantification Description de la simulation Des projections aux sinogrammes Reconstruction des images Définition des régions d intérêt Quantification 4. Apports de la grille de calcul EGEE Description de l infrastructure Performance de la grille 3

4 GATE : GEANT4 for Application Tomographic Emission Code développé depuis 5 ans Collaboration (OpenGate) de 22 laboratoires Modélisation des modalités TEMP et TEP Ajout de nouvelles fonctions (mouvement, temps) Basé sur le code Monte-Carlo Objectif : valider ce code dans le maximum de domaine Rappel Simulations à l iode raies d émission Energie (kev) Nb photons par désintégrations (%) Basse énergie en simulation Monte- Carlo Mais : Haute énergie en médecine nucléaire Fenêtre spectrométrique d acquisition : 10 % du pic photoélectrique principale : kev 4

5 1. Gamma Caméra - Modélisation Millennium VG option Hawk-Eye* de GEHC (General Electric HealthCare) Représentation 3D par GATE de la gamma camera 2 têtes de détection (540x400 mm²) Rayon possible de 20 cm à 30 cm Nombre de projections par examen : 120 (soit 60 par têtes) Matrice de projection : 64x64 pixels (également possible en 128x128) Pixel de 8.84 mm (4.42 mm pour les projections 128x128) Cristal 5/8 NaI(Tl) : cm Collimateur HEMS Epaisseur : 6.6 cm Diamètre des trous hexagonaux : 4 mm Épaisseur des septa 1.8 mm Zoom sur une partie du collimateur * Tomodensitomètre intégré 5

6 1. Gamma Caméra Collimateur (1) Étude réalisée pour la comparaison des résolutions spatiales (largeur à mi-hauteur de la fonction de dispersion ponctuelle) Objectif : comparaison avec les résultats précédents : expérimentaux et de D. Autret Paramètres de simulations : 300 MBq simulés dans un cylindre de 0.5 mm de diamètre et de 20 cm de long Distances étudiées : 0, 5, 10, 15 et 20 cm Comparaison suivant l'axe Y X des différentes résolutions spatiales 6

7 1. Gamma Caméra Collimateur (2) Écarts relatifs : Distance (cm) Suivant l'axe X Mesure/GATE Les mesures à 0 et 5 cm de D. Autret sont erronées Les résultats en accord avec les mesures et simulations précédentes : écart < 6% et < 12% par rapport aux mesures et à D. Autret Mais une différence avec D. Autret existe. Plusieurs hypothèses : Mode opératoire différent : capillaire Erreur statistique Autret/GATE Influence de l épaisseur des septa sur les profils obtenus Nécessité de moyenner les largeurs à mi-hauteur sur un grand nombre de pixels Justification de l emploi du cylindre Suivant l'axe Y Mesure/GATE Autret/GATE % 11.8% 4.2% 6.7% % 9.4% 4.8% 2.0% % 2.6% 4.1% 5.4% Visualisation des septa sur un profil 7

8 1. Gamma Caméra Cristal (1) Etude réalisée pour déterminer : l influence de l épaisseur du cristal (donc le nombre de photons détectés) sur la résolution spatiale Paramètres de simulations : 300 MBq simulés dans une sphère de rayon 0.25 mm 4 épaisseurs étudiées : 1/8", 5/8", 1" et 10 cm 2 distances source-détecteur* : 10 et 20 cm Proportion de photons détectés (à 10 cm : 100 %) Épaisseur du cristal Le nombre de photons détectés dépend de l épaisseur du cristal distance 1/8" 5/8" 1" Épaisseur utilisée par la gamma 10 cm 28% 60% 73% caméra : 5/8" 20 cm 27% 60% 73% Proportion de photons détectés similaire à la détection du 99 m Tc pour ¼" : ~50% Comparaison du nombre de photons détectés pour les différentes épaisseurs *Angles solides différents pour 10 et 20 cm 8

9 1. Gamma Caméra Cristal (2) Résolution spatiale (largeur à mi-hauteur) LMH suivant l'axe X (mm) LMH suivant l'axe Y (mm) distance 1/8" 5/8" 1" 10cm 1/8" 5/8" 1" 10cm 10 cm cm Écarts relatifs par rapport aux valeurs de 10cm LMH suivant l'axe X (mm) LMH suivant l'axe Y (mm) distance 1/8" 5/8" 1" 1/8" 5/8" 1" 10 cm 2.7% 2.7% 2.7% 17.9% 11.8% 11.8% 20 cm 2.5% 0.2% 0.2% 16.9% 5.3% 5.3% Largeur à mi-hauteur croît en fonction de l épaisseur du cristal : Dispersion géométrique Augmentation des diffusions Rayleigh et Compton Négligeable pour les épaisseurs < 1" 5/8" : bon compromis entre le nombre de photons détectés (contraste de l image) et la résolution spatiale (qualité de l image) 9

10 Plan 1. Modélisation d une gamma caméra pour l iode 131 Modélisation Étude de l influence du collimateur sur la résolution spatiale Étude de l influence du cristal sur la résolution spatiale 2. Le fantôme anthropomorphique NCAT Description de ses paramètres Configuration de NCAT 3. Étude de quantification Description de la simulation Des projections aux sinogrammes Reconstruction des images Définition des régions d intérêt Quantification 4. Apports de la grille de calcul EGEE Description de l infrastructure Performance de la grille 10

11 2. Fantôme NCAT Description NURBS-based Cardio-Torso phantom Fantôme hybride : Voxelisé : données IRM (cœur) et TDM Mathématiques : flexibilité 2 données possibles : Carte d atténuation Acquise pour une énergie X déterminée Niveaux de gris en unité de Hounsfield Discrimination des tissus mous et durs Carte d activité Discrimination de tous les organes Configuration : Données du patient-type (dimensions des organes) Nombre de voxels par plan d image (matrice carrée) Nombre de plans d image Dimensions des voxels (voxels cubiques) Carte d atténuation (256x256x256 voxels de 2 mm de côté) Carte d activité (256x256x256 voxels de 2 mm de côté) : reins, foie, rate, vésicule biliaire 11

12 2. Fantôme NCAT Configuration Critères de configurations de NCAT Données réalistes Implication du temps de calcul Gamma caméra associée à un tomodensitomètre Acquisition en 256x256x40 voxels Dimension des voxels : 2.21x2.21x10 mm 3 Rééchantillonnage en 128x128x90 voxels Voxels cubiques de 4.42 mm de côté Ajout de 38 plans noirs pour faciliter le recalage avec la TEMP (128x128x128 voxels) Fantôme NCAT en 128x128x128 voxels Voxels de 4.42 mm de côté NCAT (64x64x64 voxels de 6.25 mm de côté) dans GATE : foie, cœur, rein, rate, colonne vertébrale 12

13 Plan 1. Modélisation d une gamma caméra pour l iode 131 Modélisation Étude de l influence du collimateur sur la résolution spatiale Étude de l influence du cristal sur la résolution spatiale 2. Le fantôme anthropomorphique NCAT Description de ses paramètres Intégration dans GATE 3. Étude de quantification Description de la simulation Des projections aux sinogrammes Reconstruction des images Définition des régions d intérêt Quantification 4. Apports de la grille de calcul EGEE Description de l infrastructure Performance de la grille 13

14 3. Étude de quantification simulation Fantôme anthropomorphique NCAT 118x65x128 voxels Voxels de 4.42 mm de côté Demi-diagonale du bloc fantôme : 299 mm Rayon des têtes de détection fixé à 30 cm Tumeur cubique de 6 voxels de côté placée dans un tissu mou (foie) pour limiter le phénomène d hétérogénéité des milieux Sources : Répartition de l activité Tumeur Foie Fond Total Activité (MBq) % du total Concentration (MBq/L) Tumeur Foie Fond Acquisition de 120 projections sur 360 en 1.2 s Matrice de projection : 64x64 pixels de 8.84 mm de côté 14

15 3. Étude de quantification projections sinogrammes En fin de simulation, nous obtenons 120 projections de 64x64 pixels Création des sinogrammes pour la reconstruction On en déduit : Le nombre pixels sur une ligne du sinogramme est identique à celui des projections (64 pixels) Le nombre de pixels sur une colonne d un sinogramme correspond au nombre de projections acquises (120 pixels) Le nombre Angle de de rotation sinogrammes de la tête de détection créés correspond au nombre de lignes acquises sur chaque projections (64 sinogrammes) 5 projections (des 120 acquises) de 64x64 pixels Une matrice de 64x64x120 projections donne une matrice de 64x120x64 sinogrammes Angle de rotation Plans d images Échantillon de sinogrammes obtenus à partir des 120 projections 15

16 3. Étude de quantification Reconstruction Reconstruction par FPB (rétroprojection filtrée) Fenêtre de troncature : rectangulaire Limite l amplification du bruit par le filtre rampe de FBP La reconstruction s exécutant sur les 120 lignes définissant 360, on obtient un plan de forme carrée de 64 pixels de coté Matrice de reconstruction : 64x64x64 voxels Voxels de 8.84 mm de côté 3 plans d image reconstruits de 64x64 voxels 3 sinogrammes de 64x120 pixels 16

17 3. Étude de quantification ROI Création des masques Utilisation des positions d émission des photons lors de la simulation Zones du foie et de la tumeur présentant une activité différente pouvant être discriminée pour les ROI (région d intérêt) Exemple pour le foie+tumeur Utilisation des masques comme région d intérêt (ROI) 17

18 3. Étude de quantification Quantification Quantification relative : Comparaison des rapports de concentration d activité de 2 ROI tumeur foie sain rapport GATE (Bq/voxel)* Cas idéal (KBq/voxel)* * 1 Résultats obtenus après reconstruction d image * 2 Données de la simulation Origine de l erreur : Définition de la ROI de la tumeur Manque Tumeur de de statistique 6 voxels de côté dans NCAT Pas Nombre Dans de prise le cas maximal en idéal compte de : tumeur photons de l atténuation de sur 3 voxels un voxel de et coté de de l image dans la diffusion la reconstruite ROI (passage : 160 d une Nombre matrice de maximal 128x128x128 de photons voxels dans de le 4.42 cas mm idéal de : coté ~10 3 à une matrice de 64x64x64 voxels de 8.84 mm de coté) Conséquence : estimation d un facteur 10 du manque de statistique Dans le cas réel : tumeur de 4 voxels de coté Manque de temps Conséquence : Diminution de la concentration d activité 18

19 Plan 1. Modélisation d une gamma caméra pour l iode 131 Modélisation Étude de l influence du collimateur sur la résolution spatiale Étude de l influence du cristal sur la résolution spatiale 2. Le fantôme anthropomorphique NCAT Description de ses paramètres Intégration dans GATE 3. Étude de quantification Description de la simulation Des projections aux sinogrammes Reconstruction des images Définition des régions d intérêt Quantification 4. Apports de la grille de calcul EGEE Description de l infrastructure et du test de performance Performance de la grille 19

20 4. Grille de calcul Description Infrastructure EGEE : CPU 5 Petaoctets de stockage 317 nœuds Test de performance : division de la simulation en travaux soumis à la grille : par paquet de millions de photons simulés à chaque job RB : gère les travaux soumis Réalisé sur 6 CE (1300 CPU) CE : donne accès aux processeurs de calcul SE : permet le stockage massif des données 20

21 4. Grille de calcul Résultats Comparaison processeur local et grille de calcul Processeur local : AMD Athlon(tm)64 X2 Dual Core Processor ( MHz)) Estimation du temps de calcul : Temps cumulés des jobs (running ) Processeur local : 970 jours Grille EGEE : 20 h Gain de la grille : 1120 Mais Correspond au cas idéal des 1000 jobs soumis et exécutés en même temps Toutes les ressources de la grille ne sont pas disponibles Problème de stabilité (CE et RB) Gain réel estimé à

22 Conclusion 1ère étape vers la validation de GATE à basse énergie à l iode 131 Choix de l épaisseur du cristal Compromis entre le nombre de photons détectés (contraste) et la résolution spatiale (qualité) GATE permet d effectuer une quantification précise Mais un code de Monte-Carlo nécessite une définition fiable de la simulation et du mode opératoire pour la quantification La grille EGEE permet un gain de temps important Mais il manque encore de stabilité et de matériels pour une application clinique des simulations de Monte-Carlo 22

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