Brevet FR2983590A1 — publié le 20130607

PROCEDE DE CALCUL DE TEMPS D'INTERACTION D'UN PHOTON GAMMA AVEC UN CRISTAL SCINTILLATEUR, DISPOSITIF ET SYSTEME DE TEP METTANT EN OEUVRE LE PROCEDE Domaine de l'invention L'invention concerne le domaine de l'imagerie fonctionnelle radio-isotopique et, plus particulièrement, l'imagerie bi-photonique appelée tomographie par émission de positons ou TEP. L'invention se rapporte à un procédé de calcul de temps d'interaction (ou « Time stamp ») d'un photon gamma avec un cristal scintillateur dans un capteur d'un système de TEP. L'invention se rapporte également à un dispositif et à un système de TEP mettant en oeuvre un tel procédé de calcul. Art antérieur L'imagerie fonctionnelle radio-isotopique est une imagerie nucléaire qui, dans son principe, consiste à administrer un traceur contenant des molécules marquées par un isotope radioactif afin de suivre, par détection externe, le fonctionnement normal ou pathologique d'un organe donné. Dans le cadre de la TEP, le traceur est injecté à un patient par voie intraveineuse et va se fixer sur les cellules des tissus de l'organe concerné pour émettre des positons. Une fois émis, le positon interagit avec un électron du tissu dans lequel il se trouve, suivant une réaction d'annihilation au cours de laquelle les masses du positon et de l'électron se transforment en deux photons gamma, ou photons d'annihilation, dotés d'un niveau d'énergie défini, à savoir 511 KeV. Ces photons gamma sont émis simultanément, sensiblement colinéairement et suivant des directions opposées. Ces caractéristiques de l'émission des photons gamma sont exploitées pour obtenir des images tridimensionnelles du métabolisme de l'organe. En particulier, la détection des photons gamma est assurée par des capteurs judicieusement disposés, composés chacun d'au moins un cristal scintillateur qui interagit avec les photons gamma pour en convertir l'énergie photonique en une énergie lumineuse, et d'un ou plusieurs photo-détecteurs adaptés pour détecter des quantités d'énergie lumineuse et générer des signaux électriques correspondant. La détection de deux photons gamma par des interactions coïncidentes se produisant dans deux capteurs disposés de manière sensiblement opposée, en même temps ou dans un laps de temps suffisamment court pour être considérés comme se produisant en même temps, permet de définir une direction d'émission, appelée ligne de réponse ou LOR (pour «Line Of Response »), des photons gamma. Cette LOR contient une position de la source de positons où s'est produite l'annihilation. Les photo-détecteurs sont reliés à une unité de traitement électronique des signaux électriques et de reconstruction tomographique qui, à partir de l'ensemble des LOR acquises, estime une distribution tridimensionnelle du radio-traceur dans l'organe à étudier et réalise les images tridimensionnelles. Afin d'identifier les paires d'évènements provoqués par la même position (vraies coïncidences), le scanner compare les temps d'interaction (ou « Time stamps ») des évènements détectés et regroupe ceux ayant les temps d'interaction très proche (différence entre les temps d'interaction des évènements inférieure à une fenêtre temporelle) en paires, puis génère pour chaque paire une LOR. L'amélioration de la précision du calcul de temps d'interaction permet de réduire la fenêtre temporelle, donc de réduire le nombre de fausses coïncidences fortuites, ce qui améliore la qualité de l'image, notamment le contraste et le rapport signal/bruit (SNR pour « signal-to-noise ratio »), ainsi que le NECR (pour « noise equivalent count rate »). Il existe des procédés de calcul du temps d'interaction du photon gamma avec le cristal scintillateur. Un procédé de calcul couramment utilisé et décrit notamment dans les documents WO 2007/146587 et WO 2010/136910 se base sur l'emploi d'un discriminateur hardware (du type « leading edge (LE) » ou « constant fraction (CF) ») associé à un convertisseur temps vers code numérique ou convertisseur TDC (pour « time-to-digital converter »). Toutefois, un tel procédé de calcul implique typiquement le développement d'un circuit intégré possédant de très hautes performances dans le domaine temporel (de l'ordre de quelques picosecondes), dont le coût et la complexité technologique sont très importants. Un autre procédé de calcul utilisé consiste à numériser le signal du photo-détecteur par un convertisseur analogique-numérique ou convertisseur ADC (pour « Analogic-to-digital converter ») à une fréquence d'échantillonnage suffisamment élevée (quelques centaines de MHz) et de le traiter ensuite dans le domaine numérique. Ces dispositions permettent d'utiliser des composants standards (convertisseur ADC du marché, par exemple), moins coûteux, et de transférer le traitement des signaux électriques du photo-détecteur dans le domaine numérique (calcul par un algorithme du traitement du signal). Problème technique La mise en oeuvre de l'un ou l'autre des procédés de calcul précités pose des problèmes liés : - à une variation aléatoire importante de la forme du signal électrique, due notamment aux fluctuations statistiques des photons et aux photo-détecteurs, et - à un retard des signaux électriques des photo-détecteurs par rapport à l'interaction du photon gamma dépendant de la position d'interaction. De plus, dans le procédé de calcul convertisseur ADC, le signal électrique entre des points d'échantillonnage du convertisseur ADC est inconnu et ne peut être reconstitué qu'approximativement par interpolation. Les procédés de calcul connus ne permettent alors pas d'obtenir une résolution temporelle satisfaisante du système de TEP. L'invention vise à résoudre les problèmes évoqués ci-dessus. Brève description de l'invention A cet effet, selon un premier aspect, l'invention propose un procédé de calcul de temps d'interaction d'un photon gamma avec un cristal scintillateur dans un capteur d'un système de tomographie par émission de positons (TEP), ledit procédé comprenant les étapes suivantes : A- détecter l'interaction du photon gamma avec le cristal scintillateur et générer au moins un signal électrique par au moins un photo-détecteur couplé au cristal scintillateur, B- convertir ledit au moins un signal électrique issu dudit au moins un photo-détecteur ou une somme de signaux électriques en au moins un signal numérique avec une fréquence d'échantillonnage déterminée, le signal numérique comportant une pluralité de points d'échantillonnage discrets définis chacun par une valeur représentative dudit au moins un signal électrique ou de la somme de signaux électriques et un instant, C- déterminer par interpolation une courbe représentant l'évolution dudit au moins un signal électrique ou de la somme de signaux électriques en fonction du temps, la courbe reliant les points d'échantillonnage et présentant une valeur maximale, D- réaliser une discrimination de la courbe au moyen d'un discriminateur numérique « leading edge » à seuils multiples, ledit discriminateur comportant au moins deux seuils distincts de la valeur maximale, et déterminer les instants auxquels la courbe atteint les seuils, E- calculer le temps d'interaction entre le photon gamma et le cristal scintillateur à partir de l'équation : TS *tkk k=1 où n, entier supérieur ou égal à 2, est le nombre de seuils, tk est l'instant auquel la courbe atteint le seuil k, ak est un coefficient de pondération pour l'instant tk. Ainsi, l'invention offre un calcul du temps d'interaction optimisé par des méthodes mathématiques formalisées simple à mettre en oeuvre, notamment en ce qui concerne les coefficients de pondération, les seuils du discriminateur et la courbe d'interpolation. Le procédé de calcul offre en outre une certaine flexibilité du fait de sa simplicité à être modifié ou ajusté sans nécessité de modifier le matériel. A cet égard, l'invention permet d'avoir recours à du matériel standard, disponible à des coûts raisonnables. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux, les seuils du discriminateur peuvent être compensés en amplitude, chacun des seuils consistant en une fraction de la valeur maximale. Ces dispositions permettent d'améliorer la résolution temporelle du calcul. Au moins l'un des seuils peut être inférieur à 15% de la valeur maximale, de préférence compris entre 5% et 15% de la valeur maximale. De façon complémentaire ou alternative, au moins l'un des seuils peut être compris entre 10% et 20% de la valeur maximale. De façon complémentaire ou alternative, au moins deux des seuils peuvent être inférieurs à 25% de la valeur maximale. De façon complémentaire ou alternative, au moins l'un des seuils peut être compris entre 30% et 50% de la valeur maximale. Le discriminateur peut comporter entre deux et vingt seuils, de préférence entre deux et quatre seuils. Le procédé de calcul peut comprendre, préalablement à l'étape C, une étape de calibration 25 prévoyant de - émettre une pluralité de photons gamma vers le cristal scintillateur en au moins une position déterminée, - pour chaque coïncidence entre le cristal scintillateur et un barreau de référence positionné orthogonalement au cristal scintillateur à la position déterminée : 30 détecter une interaction entre le photon gamma et le cristal scintillateur et générer un signal électrique de mesure, détecter une interaction entre le photon gamma et le barreau de référence et générer un signal électrique de référence, mettre en oeuvre les étapes B, C, D et E pour calculer un temps d'interaction de 35 mesure à partir du signal électrique de mesure, et un temps d'interaction de référence à partir du signal électrique de référence, - calculer les coefficients de pondération ak en minimisant un écart-type d'une différence entre le temps d'interaction de mesure et le temps d'interaction de référence. Par ailleurs, au cours de l'étape C, au moins un point interpolé discret peut être interposé entre deux points d'échantillonnage consécutifs, chaque point interpolé étant calculé à partir de l'équation : y1 = xl ' k11 x2 k21 --- x1\10 kN0,1 Y2 X1 k12 ± x2 k22 --- x1\10 kN0,2 YNP =X1 - k1Np +X2 - k 2Np ± ...± X No - kNo,Np où y, est le point d'interpolation i, xj est le point d'échantillonnage j, kj,, est le coefficient d'interpolation pour le point d'interpolation i et le point d'échantillonnage j, No, nombre de points d'échantillonnage utilisés pour l'interpolation, Np, nombre de point d'interpolation. Le procédé de calcul peut comprendre, préalablement à l'étape C, une étape d'étalonnage prévoyant de : - émettre une pluralité de photons gamma vers le cristal scintillateur en au moins une position déterminée, - pour chaque interaction enregistrée dans le cristal scintillateur, convertir le signal électrique en un signal numérique d'étalonnage avec une fréquence d'échantillonnage supérieure à la fréquence d'échantillonnage de l'étape B, le signal numérique d'étalonnage comportant une pluralité de points d'étalonnage discrets définis chacun par une valeur représentative dudit au moins un signal électrique ou de la somme de signaux électriques et un instant, - calculer les coefficients d'interpolation en minimisant un écart entre le point interpolé et le point d'étalonnage correspondant. L'étape C peut comprendre une interpolation linéaire entre deux points consécutifs choisis parmi les points interpolés et les points d'échantillonnage. En outre, le procédé de calcul peut comprendre une étape consistant à identifier des interactions coïncidentes provenant d'une même annihilation se produisant dans deux capteurs disposés de manière sensiblement opposée, les interactions coïncidentes présentant un même temps d'interaction ou des temps d'interaction situés dans un laps de temps suffisamment court pour être considérés comme se produisant en même temps. Selon un deuxième aspect, l'invention propose un dispositif pour mettre en oeuvre le procédé défini précédemment. Selon un troisième aspect, l'invention propose un système de tomographie par émission de positons (TEP) comprenant : - une chambre de détection s'étendant autour d'un axe et comportant une pluralité de capteurs, chacun des capteurs comprenant : au moins un cristal scintillateur adapté pour absorber le photon gamma et pour émettre des photons lumineux produisant une énergie lumineuse lors de l'interaction avec le photon gamma, au moins un photo-détecteur couplé au cristal scintillateur, ledit photo-détecteur étant adapté pour détecter l'interaction du photon gamma avec le cristal scintillateur, et pour générer au moins un signal électrique, - une unité de traitement électronique connectée au photo-détecteur et adaptée pour mettre en oeuvre le procédé de calcul défini précédemment. Description détaillée de l'invention Description des figures D'autres objets et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description qui suit d'un mode particulier de l'invention donné à titre d'exemple non-limitatif, la description étant fait en relation avec les dessins annexés dans lesquels : - la figure 1 est une représentation schématique d'un système de tomographie par émission de positons (TEP) mettant en oeuvre un procédé de calcul de temps d'interaction entre un photon gamma et un cristal scintillateur selon un mode de réalisation de l'invention, le procédé de calcul prévoyant de calculer le temps d'interaction à partir d'une somme pondérée d'instants auxquels une courbe représentant l'évolution d'un signal électrique émis par un photo-détecteur couplé au cristal scintillateur pour détecter l'interaction en fonction du temps atteint des seuils prédéterminés, - la figure 2 est une représentation schématique d'un capteur et d'une unité de traitement du système de TEP de la figure 1, le capteur comprenant le cristal scintillateur et des premier et deuxième photo-détecteurs adaptés pour mesurer respectivement des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse à des première et deuxième extrémités du cristal scintillateur, - la figure 3 est une représentation schématique d'un dispositif d'étalonnage pour la mise en oeuvre d'une étape d'étalonnage du procédé de calcul, - la figure 4 est une représentation de la courbe représentant l'évolution du signal électrique en fonction du temps, la courbe étant déterminée par interpolation entre des points d'échantillonnage discret d'un signal numérique correspondant à la somme des premier et deuxième signaux électriques, - la figure 5 est une représentation d'une méthode de calcul des coefficients optimaux d'une interpolation mise en oeuvre lors de l'étape d'étalonnage, - la figure 6 est une représentation d'une méthode de détermination de coefficients de pondération de la somme pondérée mise en oeuvre lors d'une étape de calibration. Description détaillée d'un mode de réalisation La figure 1 représente un système de tomographie par émission de positons (TEP) 1, ci- après système de TEP. La TEP est utilisée notamment dans le domaine médical pour pouvoir déceler des maladies qui ne provoquent des changements dans la structure anatomique de l'organisme d'un être vivant qu'à un stade avancé de la maladie. A la différence d'autres modalités de l'imagerie médicale telles que l'imagerie par résonance magnétique (IRM) ou la tomodensitométrie (CT), la TEP, qui utilise l'émission de positons comme décroissance radioactive, permet de mesurer des activités du métabolisme à l'intérieur de l'organisme. La TEP met en oeuvre un traceur radioactif 2 qui est administré au patient à examiner. Le système de TEP 1 comprend alors une chambre de détection 5 adaptée pour détecter le traceur 2 et une unité de traitement 10, électronique. Le traceur 2 comprend généralement un isotope radioactif et une molécule active. Le traceur 2 est, par exemple, un composant proche du glucose, connu sous le nom de fluor 18 -fluorodésoxyglucose ('8F-FDG), qui est consommé en quantité notamment par les cellules cancéreuses ou par les cellules du cerveau où il peut s'accumuler. Le traceur 2 est injecté dans le corps, par exemple le corps d'un patient 3, à examiner. Après une durée suffisante pour laisser le traceur 2 s'accumuler dans certains tissus, le patient 3 est placé dans la chambre de détection 5. La décroissance radioactive du traceur 2 conduit à l'émission d'un positon e+. Le positon e+ interagit avec un électron e- dans les tissus dans lequel le traceur 2 se trouve dans une réaction d'annihilation qui produit deux photons gamma y, sensiblement antiparallèles (même direction, sens opposés), à 511 KeV. Les photons gamma y traversent les tissus et sortent du corps du patient 3. La chambre de détection 5 comprend une pluralité de capteurs 6 disposés autour d'un axe A. Dans le mode de réalisation représenté, la chambre de détection est annulaire et les capteurs sont disposés en cercle autour de l'axe A. L'invention n'est toutefois pas limitée à une telle chambre de détection. Comme représenté plus en détail sur la figure 2, chaque capteur 6 comprend un cristal scintillateur 7 et des photo-détecteurs 8 connectés à l'unité de traitement 10. Dans le mode de réalisation représenté, le cristal scintillateur 7 se présente sous la forme d'un barreau s'étendant selon un axe central B entre des première 7a et deuxième 7b extrémités opposées. Le cristal scintillateur 7 est, par exemple, de forme parallélépipédique, de section transversale carrée ou rectangulaire, et présente une longueur entre des première et deuxième surfaces d'extrémité perpendiculaires à l'axe central B respectivement à ses première 7a et deuxième 7b extrémités. Le cristal scintillateur 7 est réalisé en un matériau adapté pour interagir avec les photons gamma y principalement selon deux types d'interaction : une interaction de type Compton, dans laquelle les photons gamma y perdent une partie de leur énergie et changent de direction, et une interaction de type photoélectrique, dans laquelle le cristal scintillateur 7 absorbe la totalité de l'énergie des photons gamma y. Lors de ces deux types d'interaction, le cristal scintillateur 7 émet des photons de moindre énergie, notamment des photons lumineux, c'est-à-dire des photons de la lumière visible, dont le nombre est sensiblement proportionnel à l'énergie déposée par le photon gamma y dans le cristal scintillateur 7. Sur la figure 2, l'émission des photons lumineux dans le cristal scintillateur 7 est matérialisée par des flèches 1. Le cristal scintillateur 7 est, par exemple, un barreau de LYSO (monocristal Lu2(i_x_y)Y2'Si05 : Cey). Les faces latérales du cristal scintillateur 7 peuvent présenter tout type de traitement influant sur la propagation des photons lumineux pour en améliorer la détection par les photo-détecteurs 8. Dans le mode de réalisation représenté, le capteur 6 est de type axial et comprend un ou plusieurs premiers photo-détecteurs 8a associés à la première extrémité 7a du cristal scintillateur 7, sur la surface d'extrémité, et un ou plusieurs deuxièmes photo-détecteurs 8b associés à la deuxième extrémité 7b du cristal scintillateur 7, sur la surface d'extrémité. Les premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs sont, de préférence, des photo-détecteurs analogiques de type SiPM, PMT, APD ou autres qui détectent l'énergie lumineuse produite par les photons lumineux et se propageant dans le cristal scintillateur 7 jusqu'aux première 7a et deuxième 7b extrémités, respectivement. En particulier, les premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs détectent respectivement une première quantité d'énergie lumineuse à la première extrémité du cristal scintillateur 7 et une deuxième quantité d'énergie lumineuse à la deuxième extrémité du cristal scintillateur 7. Les premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs génèrent alors des signaux électriques, par exemple impulsionnels, correspondant aux première et deuxième quantités d'énergie lumineuse. Bien que décrite en relation avec un capteur 6 de type axial, l'invention n'y est toutefois pas limitée et s'applique à tout type de capteur, notamment un capteur de type radial. Ainsi, la forme du cristal scintillateur, l'agencement et le nombre des photo-détecteurs pourraient être différents de ceux décrits en relation avec le présent mode de réalisation. En particulier, le capteur pourrait ne comprendre qu'un seul photo-détecteur. Avec des capteurs 6 disposés autour du patient 3 à examiner, les deux photons gamma y d'une même annihilation peuvent être détectés par des interactions coïncidentes se produisant dans deux capteurs 6 disposés de manière sensiblement opposée, en même temps ou dans un laps de temps suffisamment court pour être considérés comme se produisant en même temps. L'annihilation produisant les photons gamma y est située sur une ligne de réponse (LOR) reliant deux points d'interactions coïncidentes. Lorsque suffisamment d'interactions coïncidentes ont été relevées, une reconstruction d'image tomographique peut commencer. Les interactions coïncidentes sont notamment séparées en des lignes de réponse qui sont utilisées pour réaliser la reconstruction d'image tomographique puis une image en trois dimensions. Pour ce faire, l'unité de traitement 10 exploite les signaux électriques générés par les premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs pour pouvoir déterminer les interactions coïncidentes et positionner précisément les LOR. En particulier, l'unité de traitement 10 traite les signaux électriques pour mesurer les énergies lumineuses détectées par les premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs et le temps d'interaction des photons gamma y avec le cristal scintillateur 7. Selon l'invention, comme représenté sur les figures 4 à 7, l'unité de traitement 10 calcule le temps d'interaction du photon gamma y à partir d'une somme pondérée d'instants auxquels une courbe représentant l'évolution d'au moins l'un des signaux électriques des premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs ou de leur somme en fonction du temps atteint des seuils prédéterminés. En particulier, le temps d'interaction entre le photon gamma y et le cristal scintillateur 7 est calculé à partir de l'équation : TS *tkk k=1 où n, entier supérieur ou égal à 2, est le nombre de seuils, tk est l'instant auquel la courbe représentant l'évolution d'au moins l'un des signaux électriques des premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs ou de leur somme en fonction du temps atteint le seuil k, ak est un coefficient de pondération pour l'instant tk. En relation avec les figures 4 à 7, un procédé de calcul du temps d'interaction selon un mode de réalisation de l'invention est décrit. Dans le présent mode de réalisation, des premier et deuxième signaux électriques représentatifs des première et deuxième quantités d'énergie sont générés respectivement par les premier 8a et deuxième 8b photo-détecteur. L'unité de traitement 10 génère un signal numérique de la somme des premier et deuxième signaux électriques. Pour ce faire, L'unité de traitement 10 fait la somme analogique des premier et deuxième signaux électriques et la convertit en numérique ou l'unité de traitement 10 convertit en numérique chacun des premier et deuxième signaux électriques et fait la somme numérique. La conversion est réalisée à une fréquence d'échantillonnage déterminée, par exemple 200 MHz de telle manière que le signal numérique comporte un nombre de points d'échantillonnage discrets définis chacun par une valeur représentative de la somme des premier et deuxième signaux électriques et un instant. Sur la figure 4, cinq points d'échantillonnage espacés de 5 ns sont représentés. Dans le mode de réalisation, le signal numérique utilisé est obtenu à partir de la somme premier et deuxième signaux électriques. Dans d'autres modes de réalisation, un ou plusieurs signaux numériques pourraient être obtenus à partir des signaux d'un ou plusieurs 20 photo-détecteurs et/ou de leur somme analogique ou numérique. A partir des points d'échantillonnage, une courbe représentant l'évolution de la somme des premier et deuxième signaux électriques en fonction du temps est déterminée par interpolation. La courbe relie les points d'échantillonnage. 25 L'interpolation entre deux points d'échantillonnage peut être réalisée de toute manière appropriée, notamment par interpolation linéaire, polynomiale ou autre. Dans manière particulièrement avantageuse, l'interpolation est réalisée par un interpolateur 30 optimisé moindre carré ou moindre carré pondéré. En particulier, les points interpolés sont calculés à partir de l'équation : y1 = x1 - ku +x2 .k21+...+xN0 - kNoa y2 = x1 - k1 2+ x2 - k22 +...+xN0 - kN0,2 35 yNp = x1 - 1(1Np +x2 - k2Np +...+ xN0 - kNo,Np où y, est le point d'interpolation i, xj est le point d'échantillonnage j, kj,, est le coefficient d'interpolation pour le point d'interpolation i et le point d'échantillonnage j, No, nombre de points d'échantillonnage utilisés pour l'interpolation, Np, nombre de point d'interpolation. Par exemple, sur la figure 4, cinq points d'échantillonnage sont représentés et le nombre de points d'échantillonnage utilisés pour l'interpolation No vaut quatre. xi=x(to) est le dernier point d'échantillonnage avant le premier seuil kl*Vmax, x2 et suivants étant les points d'échantillonnage après le premier seuil kl*Vmax. Le nombre de points d'échantillonnage utilisés pour l'interpolation avant le premier seuil kl*Vmax est égal à un et le nombre de points d'échantillonnage utilisés pour l'interpolation après le premier seuil kl*Vmax est égal à trois. En variante, le calcul pourrait prendre un autre nombre de points d'échantillonnage avant le premier seuil et un autre nombre de points d'échantillonnage après le premier seuil. Le calcul pourrait également prendre un autre nombre de points d'échantillonnage utilisés pour l'interpolation. Pour la détermination des coefficients d'interpolation optimaux, une étape préalable d'étalonnage est réalisée. Un dispositif d'étalonnage 15 pour la mise en oeuvre de l'étape d'étalonnage est représenté sur la figure 3. Le dispositif d'étalonnage 15 comprend une source de photons gamma 16, telle qu'une source radioactive Na22 et un barreau de collimation 17, orthogonal au cristal scintillateur 7, déplaçables conjointement par rapport au capteur 6 le long du cristal scintillateur 7 (flèches T). Le dispositif d'étalonnage 15 comprend également un troisième photo- détecteur 18 associé au barreau de collimation 17. Les premier 8a et deuxième 8b photo- détecteurs associés aux première 7a et deuxième 7b extrémités du cristal scintillateur, et le troisième photo-détecteur 18 sont reliés à un oscilloscope, par exemple un oscilloscope LeCroy, par l'intermédiaire d'amplificateurs 19 respectifs. Un sommateur recevant les signaux issus des amplificateurs en sortie des premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs est également relié à l'oscilloscope 20. L'oscilloscope 20 permet d'enregistrer les signaux électriques générés par les photo-détecteurs 8a, 8b, 18 et le sommateur. Avec le dispositif d'échantillonnage, plusieurs photons gamma sont émis par la source radioactive Na22 vers le cristal scintillateur 7 en une position déterminée. De préférence, un nombre Ne élevé, par exemple de l'ordre de mille ou quelques dizaines de mille, de photons gamma est émis afin d'obtenir un nombre élevé de signaux électriques. Comme représenté sur la figure 5, pour chaque interaction enregistrée, le signal électrique est converti en un signal numérique d'étalonnage avec une fréquence d'échantillonnage supérieure à la fréquence d'échantillonnage utilisée lors de l'acquisition et définie précédemment. La fréquence d'échantillonnage lors de l'étalonnage est, par exemple, un multiple de la fréquence d'échantillonnage lors de l'acquisition. La fréquence d'échantillonnage lors de l'étalonnage peut notamment être de 1 GHz. Le signal numérique d'étalonnage comporte alors une pluralité de points d'étalonnage discrets définis chacun par une valeur représentative du signal électrique du/des photo-détecteurs et un instant. Compte tenu de la fréquence d'échantillonnage élevée lors de l'étalonnage, il est possible de tracer, pour chaque interaction, le signal numérique d'étalonnage dans les intervalles entre les points d'échantillonnage. Il est alors possible de comparer les points interpolés aux points d'étalonnage « réels » des signaux d'étalonnage et de calculer les coefficients d'interpolation en minimisant l'écart entre les points interpolés et le point d'étalonnage correspondant des interactions d' étalonnage. Le calcul des coefficients d'interpolation peut être réalisé par la méthode de moindres carrés afin de minimiser, pour l'ensemble des interactions enregistrées et retenues lors de l'étalonnage, les carrés des écarts entre des valeurs estimées des points interpolés intermédiaires et les valeurs réelles des points correspondant du signal d'étalonnage pour les mêmes interactions. La fonction d'erreur fen à minimiser est de la forme : tett 1 ((1,1 k 2,1 / - - - k N,1) = (Y1 es més - Y 1 réels)2 = DX1 - k 1,1 +X 2 - k 21 +... + X N - kN,1 -Y 1 réels )2 ferr 2 0(12 k 22 / - - - k N,2 ) = (Y 2 estimés - Y2 réels)2 = DX1 - k12 +x2 -k22 +...+ xN - kN,2 Y 2 réels )2 ferr Np (k 1,Np k 2,Np / - - - kN,Np) = (YNp estimés - YNp reels)2 = DX1 -k1,Np +X 2 -k2,Np XN -kN,Np Y Np réels )2 La sommation représente ici la sommation des erreurs pour l'ensemble des Ne interactions. La matrice des coefficients d'interpolation K correspondant aux écarts minimaux est calculée de la manière suivante : K (XT.x)-1.xT. y ( x {1} x 111 1 - - - où X est la matrice des points d'échantillonnage, X 11\1,1 {N, } ... X N Y est la matrice des valeurs réelles du signal d'étalonnage correspondant au ( 111 111 YI réel - - - Y Np réel points interpolés, Y {NA 1 réel - - Y Np réel L'interpolation décrite ci-dessus peut être suivie d'une interpolation linéaire entre deux points consécutifs choisis parmi les points interpolés et les points d'échantillonnage. La courbe obtenue par interpolation et représentant l'évolution de la somme des premier et deuxième signaux électriques en fonction du temps est représentée sur la figure 4. Cette courbe qui présente une valeur maximale, ou amplitude, est ensuite discriminée au moyen d'un discriminateur numérique « leading edge » à seuils multiples. Un tel discriminateur comporte au moins deux seuils distincts de la valeur maximale. Dans un mode de réalisation avantageux, les seuils du discriminateur sont compensés en amplitude, c'est-à-dire que chacun des seuils consiste en une fraction de la valeur maximale. Par exemple, dans le mode de réalisation, le discriminateur comprend trois seuils : - un premier seuil est inférieur à 15% de la valeur maximale, de préférence compris entre 5% et 15% de la valeur maximale, par exemple égal à 8% de la valeur maximale, - un deuxième seuil est compris entre 10% et 20% de la valeur maximale, par exemple égal à 15% de la valeur maximale, - un troisième seuil est compris entre 30% et 50% de la valeur maximale, par exemple égal 20 à 40% de la valeur maximale. Bien que décrite avec un discriminateur à trois seuils, l'invention pourrait mettre en oeuvre tout autre type de discriminateur et notamment un discriminateur comportant entre deux et vingt seuils, de préférence entre deux et quatre seuils. 25 Les instants tl, t2 et t3 auxquels la courbe atteint respectivement les premier, deuxième et troisième seuils sont déterminés pour permettre le calcul du temps d'interaction à partir de l'équation donnée précédemment : TS = ak * tk . k=1 30 Les coefficients de pondération ak sont déterminés au cours d'une étape de calibration préalable. Dans le mode de réalisation représenté, l'étape de calibration est réalisée au cours de l'étape d'étalonnage avec le même dispositif d'étalonnage 15. En variante, les étapes de calibration et d'étalonnage pourraient être menées indépendamment l'une de l'autre. 35 Pour ce faire, pour chaque interaction, les premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs génèrent des signaux électriques de mesure. A la position prédéterminée à laquelle se trouve le barreau de collimation 17, utilisé comme barreau de référence, le troisième photo-détecteur 18 détecte une interaction de référence provenant de la même annihilation que celle des première et deuxième quantités d'énergie lumineuse détectées par les premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs. Le troisième photo-détecteur 18 génère alors un signal électrique de référence dont le temps d'interaction devrait être identique (ou décalé d'une constante fixe) à celui des signaux électriques générés par les premier 8a et deuxième 8b photo-détecteurs. En mettant en oeuvre, l'échantillonnage, les interpolations, la discrimination et la détermination des instants auxquels la courbe intersecte les seuils, un temps d'interaction TSm de mesure à partir du signal électrique de mesure, et un temps d'interaction TSc de référence à partir du signal électrique de référence sont calculés. Puis les coefficients de pondération ak sont calculés en minimisant un écart-type d'une différence ATS=TSm-TSc entre le temps d'interaction de mesure TSm et le temps d'interaction de référence TSc. En particulier : ATS =TSm-TSc=(artin1+ az.tzin+. - - + an.tnm) - (a ilic+ aft2c+. - - + an'tnc) =a1.(tim-tic) + ai(-tznrtzc) + + an.(tnnl-tnc)= arATi+ AT2+ ...+ an.ATn. L'écart-type est minimisé par la méthode des moindres carrés, en minimisant la fonction : fer, (a1 , a2, ..., an) = ATS2 = (a I.ATI + a 2 *AT2 +... + an .AT, )2, la sommation se faisant sur le nombre Nc des coïncidences enregistrées. La matrice des coefficients de pondération A (ai, a2, ..., an) correspondant aux écarts-types minimaux peut être calculées de la manière suivante : A=(XT'X)- 1-XT'Y ( AC} ... 341 ( 0 où X = 3,t{Nc} - N AtINcc} ) , Y = \0) et ai+ a2+...+an=1. Avec les temps d'interaction calculés comme décrit précédemment, il est possible d'identifier des interactions coïncidentes provenant d'une même annihilation se produisant dans deux capteurs 6 disposés de manière sensiblement opposée.35 L'utilisation du procédé de calcul de temps d'interaction selon l'invention, mettant en oeuvre un discriminateur à seuils multiples, permet d'améliorer la résolution temporelle du calcul. Par exemple, dans le mode de réalisation décrit, l'utilisation des premier, deuxième et troisième seuils permet d'obtenir une amélioration de la résolution temporelle comprise entre 20% et 25% par rapport à un procédé de calcul mettant en oeuvre un discriminateur ne comprenant qu'un seul seuil. Afin de tirer profit de cette amélioration, la discrimination avec un discriminateur à seuils multiples est avantageusement combinée à une interpolation avec l'interpolateur optimisé moindre carré décrit précédemment. Cet interpolateur offre, en effet, de meilleurs résultats en termes de précision temporelle qu'un interpolateur polynomial ou linéaire. A titre d'exemple, dans le mode de réalisation décrit, l'interpolateur optimisé moindre carré mis en oeuvre donne un écart-type en temps de 49,7 ps. Par comparaison, un interpolateur polynomial mis en oeuvre à la place de l'interpolateur optimisé moindre carré donne un écart-type en temps de 78,9 ps et un interpolateur linéaire mis en oeuvre à la place de l'interpolateur optimisé moindre carré donne un écart-type en temps de 172,4 ps. Le procédé de calcul décrit ci-dessus peut être mis en oeuvre par l'unité de traitement par l'intermédiaire de tout dispositif approprié. A titre d'exemple non limitatif, un produit programme d'ordinateur comprenant les instructions correspondantes peut être enregistré sur un support, de toute nature appropriée, lisible par l'unité de traitement électronique. Sur la figure 1, par exemple, le produit programme d'ordinateur peut être enregistré sur un disque dur, un CD, une clé USB ou autre relié à un ordinateur 11 connecté au système de TEP 1. Le procédé peut toutefois être mis en oeuvre sur un microprocesseur (y compris DSP) ou sur un FPGA.25 REVENDICATIONS1. Procédé de calcul de temps d'interaction d'un photon gamma avec un cristal scintillateur (7) dans un capteur (6) d'un système de tomographie par émission de positons (TEP) (1), ledit procédé comprenant les étapes suivantes : A- détecter l'interaction du photon gamma avec le cristal scintillateur (7) et générer au moins un signal électrique par au moins un photo-détecteur (8a, 8b) couplé au cristal scintillateur (7), B- convertir ledit au moins un signal électrique issu dudit au moins un photo-détecteur (8a, 8b) ou une somme de signaux électriques en au moins un signal numérique avec une fréquence d'échantillonnage déterminée, le signal numérique comportant une pluralité de points d'échantillonnage discrets définis chacun par une valeur représentative dudit au moins un signal électrique ou de la somme de signaux électriques et un instant, C- déterminer par interpolation une courbe représentant l'évolution dudit au moins un signal électrique ou de la somme de signaux électriques en fonction du temps, la courbe reliant les points d'échantillonnage et présentant une valeur maximale, D- réaliser une discrimination de la courbe au moyen d'un discriminateur numérique « leading edge » à seuils multiples, ledit discriminateur comportant au moins deux seuils distincts de la valeur maximale, et déterminer les instants auxquels la courbe atteint les seuils, E- calculer le temps d'interaction entre le photon gamma et le cristal scintillateur à partir de l'équation : n TS - Iak *tk k=1 où n, entier supérieur ou égal à 2, est le nombre de seuils, tk est l'instant auquel la courbe atteint le seuil k, ak est un coefficient de pondération pour l'instant tk. 2. Procédé de calcul selon la revendication 1, dans lequel les seuils du discriminateur sont compensés en amplitude, chacun des seuils consistant en une fraction de la valeur 30 maximale. 3. Procédé de calcul selon la revendication 1 ou 2, dans lequel au moins l'un des seuils est inférieur à 15% de la valeur maximale, de préférence compris entre 5% et 15% de la valeur maximale. 35 4. Procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, dans lequel au moins l'un des seuils est compris entre 10% et 20% de la valeur maximale. 5. Procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, dans lequel au moins deux des seuils sont inférieurs à 25% de la valeur maximale. 6. Procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, dans lequel au moins l'un des seuils est compris entre 30% et 50% de la valeur maximale. 7. Procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 6, dans lequel le discriminateur comporte entre deux et vingt seuils, de préférence entre deux et quatre seuils. 8. Procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, comprenant, préalablement à l'étape C, une étape de calibration prévoyant de : - émettre une pluralité de photons gamma vers le cristal scintillateur (7) en au moins une position déterminée, - pour chaque coïncidence entre le cristal scintillateur (7) et un barreau de référence (17) positionné orthogonalement au cristal scintillateur (7) à la position déterminée : détecter une interaction entre le photon gamma et le cristal scintillateur (7) et générer un signal électrique de mesure, détecter une interaction entre le photon gamma et le barreau de référence (17) et générer un signal électrique de référence, mettre en oeuvre les étapes B, C, D et E pour calculer un temps d'interaction de mesure à partir du signal électrique de mesure, et un temps d'interaction de référence à partir du signal électrique de référence, - calculer les coefficients de pondération ak en minimisant un écart-type d'une différence entre le temps d'interaction de mesure et le temps d'interaction de référence. 9. Procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, dans lequel, au cours de l'étape C, au moins un point interpolé discret est interposé entre deux points d'échantillonnage consécutifs, chaque point interpolé étant calculé à partir de l'équation : y1= xi - + x2 .k21 +...+ x,i0 - kNoa y2 = kt2 + x2 k22 + ...+ xl,/0 - ki,/0,2 Y Np =X1 - klNp +X2 - k2Np ± X No - kNo,Np où y, est le point d'interpolation i, xi est le point d'échantillonnage j, est le coefficient d'interpolation pour le point d'interpolation i et le point d'échantillonnage j ,No, nombre de points d'échantillonnage utilisés pour l'interpolation, Np, nombre de point d'interpolation. 10. Procédé de calcul selon la revendication 9, comprenant, préalablement à l'étape C, une étape d'étalonnage prévoyant de : - émettre une pluralité de photons gamma vers le cristal scintillateur (7) en au moins une position déterminée, - pour chaque interaction enregistrée dans le cristal scintillateur (7), convertir le signal électrique en un signal numérique d'étalonnage avec une fréquence d'échantillonnage supérieure à la fréquence d'échantillonnage de l'étape B, le signal numérique d'étalonnage comportant une pluralité de points d'étalonnage discrets définis chacun par une valeur représentative dudit au moins un signal électrique ou de la somme de signaux électriques et un instant, - calculer les coefficients d'interpolation en minimisant un écart entre le point interpolé et le point d'étalonnage correspondant. 11. Procédé de calcul selon la revendication 9 ou 10, dans lequel l'étape C comprend une interpolation linéaire entre deux points consécutifs choisis parmi les points interpolés et les points d'échantillonnage. 12. Procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 11, comprenant en outre une étape consistant à identifier des interactions coïncidentes provenant d'une même annihilation se produisant dans deux capteurs (6) disposés de manière sensiblement opposée, les interactions coïncidentes présentant un même temps d'interaction ou des temps d'interaction situés dans un laps de temps suffisamment court pour être considérés comme se produisant en même temps. 13. Dispositif pour mettre en oeuvre le procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 12. 30 14. Système de tomographie par émission de positons (TEP) (1) comprenant : - une chambre de détection (5) s'étendant autour d'un axe (A) et comportant une pluralité de capteurs (6), chacun des capteurs (6) comprenant : au moins un cristal scintillateur (7) adapté pour absorber le photon gamma et pour 35 émettre des photons lumineux produisant une énergie lumineuse lors de l'interaction avec le photon gamma,au moins un photo-détecteur (8a, 8b) couplé au cristal scintillateur (7), ledit photo-détecteur (8a, 8b) étant adapté pour détecter l'interaction du photon gamma avec le cristal scintillateur (7), et pour générer au moins un signal électrique, - une unité de traitement électronique (10) connectée au photo-détecteur (8a, 8b) et adaptée pour mettre en oeuvre le procédé de calcul selon l'une quelconque des revendications 1 à 12.