2. Situation du problème

2.2.3.1 Détecteurs à gaz

La chambre à avalanche à fils (β-imageur®). La détection originale de ce système développé par Charpak est basée sur la détection et l ‘analyse de la lumière produite par l’interaction d’un rayonnement β^- ou β⁺ dans un gaz (Figure 2-3). Ce dispositif est très sensible (500 fois plus que le film radiographique pour le ³H). La résolution qui dépend de l’énergie de l’isotope est de 30 µm avec le ³H et de l’ordre de 150 µm pour le ¹⁸F.

2.2.3.2 Film Scintillant

Le micro-imageur utilise un film scintillant placé contre l’échantillon radioactif. La lumière produite par le film est analysée par une caméra CCD sur une surface limitée (2 x 2 cm²) mais avec une résolution spatiale de l’ordre de 20 µm.

Figure 2-3 : Exemple de détection de positons par chambre à fil. Coupes frontales de cerveau de rat 6h après injection de 37 MBq (1 mCi) de FDG sur un ß-imageur® de la faculté de Médecine de Bordeaux II

2.3.3.1 Atténuation

Les paramètres de l’atténuation des photons de 511 keV est fonction :

• de la densité du matériau et en particulier de la densité électronique que l’on estime par le numéro atomique effectif de l’élément (Z_eff) et qui donnera un coefficient d’atténuation µ.
• de l’épaisseur du cristal qui pourra être d’autant moins épais que son µ sera élevé.
• de la taille des détecteurs. Plus le cristal est épais, plus il pourra atténuer les photons de 511 keV. Mais l’augmentation de la taille des cristaux limite la résolution spatiale des détecteurs.

La photofraction détermine, le nombre de photons visibles créés par effet photoélectrique par rapport aux différentes interactions dans le cristal. L’effet photoélectrique correspond à un dépôt énergétique de 511 keV dans le détecteur alors que les effets Comptons ne permettent de déposer qu’une partie de l’énergie. La chaîne de mesure élimine les événements Compton qui correspondent à un dépôt énergétique inférieur à 511 keV. Les interactions de type Compton qui se produisent dans l’organisme du patient, doivent être éliminées puisqu’elles correspondent à de mauvaises lignes de coïncidences et sont donc responsables de bruit. Dans le cristal, la création d’interaction Compton se traduit par une perte d’efficacité. La photofraction du détecteur est un paramètre fondamental d’efficacité.

2.3.3.2 Mécanisme de scintillation et spectre d’émission

La nature de l’émission lumineuse conditionne la durée de la fenêtre de coïncidence, le temps mort et la résolution en énergie, et elle influence donc le taux des coïncidences parasites enregistrées. Plus la constante de temps de scintillation lumineuse est rapide, plus elle permet de réduire la fenêtre temporelle de coïncidence en éliminant un nombre important de coïncidences aléatoires. Le BGO et le NaI ont des constantes de temps relativement lentes nécessitant l’utilisation de fenêtre de coïncidence large de 12 ns. Les scintillateurs plus récents comme le GSO et le LSO avec une constante de temps plus courte autorisent des fenêtres de coïncidences de l’ordre de 6 ns. En dessous de cette limite de 6 ns et dans un anneau de détection de l’ordre de 70 cm, la fenêtre temporelle s’approche du temps de vol du photon (pour un photon se déplaçant à 300 000 000 m/s dans le vide, il faut 3 ns pour parcourir les 70 cm de l’anneau). La constante de temps influe sur le temps mort du détecteur puisqu’il est impossible de mesurer un autre événement en même temps. D’autre part, plus la surface du cristal est petite et plus la surface du détecteur est réduite plus la probabilité de mesurer un autre évènement est faible.

2.3.3.3 Rendement lumineux

Le rendement lumineux correspond au nombre de photons de scintillation, émis par photon arrêté dans le cristal scintillant. On l’exprime de manière relative par rapport au cristal de NaI(Tl) qui présente un rendement lumineux des plus élevés. Un rendement lumineux élevé s’accompagne d’une bonne détection des événements et d’une bonne résolution en énergie.

2.3.3.4 Réponse temporelle

Avec une réponse temporelle brève, il est possible de réaliser des acquisitions en temps de vol. Le BaF₂ est caractérisé par deux émissions lumineuses dont l’une a une constante de décroissance brève de l’ordre 0,8 ns. Le principe de détection repose sur la différence du temps d’arrivée des deux photons émis lors de la réaction d’annihilation du positon. Connaissant la vitesse de la lumière, le décalage dans l’arrivée des deux photons permet de préciser l’origine de l’annihilation sur la ligne de réponse avec une précision inférieure à 10 cm. Cette information est exploitée par les algorithmes de reconstruction d’image. L’inconvénient du BaF₂ pour réaliser des détecteurs élémentaires de petite taille, réside dans sa faible densité et son faible rendement lumineux. Dans un avenir proche et grâce aux progrès constant de l’électronique (actuellement les électroniques d’acquisition autorisent une fenêtre de coïncidence < 6 ns), on devrait pouvoir utiliser les renseignements obtenus par le temps de vol dans les machines TEP cliniques de prochaine génération.

2.3.3.5 Spectres d’énergie

Le spectre de la lumière émise doit être adapté aux photomultiplicateurs associés. La nature du cristal ne doit pas être trop opaque pour ne pas atténuer la lumière émise par les phénomènes de scintillation provoqués par les interactions des photons qui pénètrent dans le cristal.

2.3.3.6 Résolution en énergie

Pour une résolution en énergie limitée, la détection pourra prendre en compte des photons ayant subi une interaction Compton car la perte d’énergie du photon diffusé est insuffisante pour pouvoir être détectée par un système de faible résolution énergétique. Le changement de direction consécutive à la diffusion du photon conduit à une mauvaise localisation de la projection de l’annihilation (Figure 2-5 :c). Dans le cristal, un photon peut, aussi, être diffusé par effet Compton. Le photon diffusé est responsable d’une erreur de localisation mois pénalisante que l’erreur de localisation consécutive à une diffusion dans le patient mais il n’existe pas de moyen pour différencier l’origine de la diffusion.

Le principal avantage du cristal de NaI est sa résolution énergétique de l’ordre de 10%. Le BGO est caractérisé par la plus mauvaise résolution énergétique de l’ordre de 16%. Les cristaux les plus récents ont une résolution énergétique intermédiaire de 15% pour le LSO et 12 % pour le GSO.

2.3.3.7 Comparaison des scintillateurs

Le BGO a été le cristal le plus utilisé en raison de sa densité élevée et malgré une faible résolution en énergie et une constante de décroissance lente. La recherche sur les cristaux s’oriente vers des cristaux dont les caractéristiques sont plus favorables en particulier pour l’acquisition en mode 3D. Actuellement en 2004, la société GEMS (General Electric Medical System) commercialise un TEP avec des cristaux de BGO alors que la société Siemens qui commercialisait des TEP avec des cristaux en BGO s’oriente vers des TEP avec des cristaux en LSO qu’elle développe et fabrique en exclusivité à Knoxville dans le Tenessee. La troisième société d’imagerie médicale, Philips commercialisait des TEP avec des cristaux de grande taille de NaI (CPET) abandonnés maintenant au profit de TEP avec des cristaux de GSO. L’intérêt du NaI résidait dans sa très bonne résolution énergétique et son faible coût de fabrication malgré une faible densité. Il équipait les gamma caméra multi-têtes transformées en machine polyvalente mono et biphotonique grâce à un système de détection électronique de coïncidence. Les 3 constructeurs ont arrêté le développement de ces machines et se consacrent exclusivement au développement de TEP dédiés dont les performances sont supérieures.

Pour résumer : Les caractéristiques principales des cristaux scintillateurs sont:

• la densité et le numéro atomique qui influencent l’efficacité du détecteur et sa sensibilité
• le temps de décroissance qui influence le temps mort du détecteur et le taux de rejet des aléatoires
• le rendement lumineux qui influence la résolution spatiale et la résolution énergétique
• la résolution en énergie qui influence le taux de rejet des diffusés
• la solidité et la non hygroscopie qui facilitent la fabrication, l’usinage et la fiabilité.

Tableau 2-2 : Caractéristiques des principaux cristaux scintillateurs utilisés en TEP

2.3.5.1 Principe de base

L’image obtenue correspond à la projection de la localisation des annihilations de l’objet que l’on examine. La reconstruction tomographique est l’étape mathématique obligatoire pour retrouver l’objet à partir des projections mesurées. Ces méthodes mathématiques sont similaires à toutes les techniques d’imagerie en coupe (TDM ou TEMP).

2.3.5.2 Sinogramme

Le sinogramme est la matrice où sont rangées toutes les données concernant les projections d’une coupe de l’objet. Chaque ligne de cette matrice correspond à la projection de la coupe pour un angle φ particulier. Le nombre de lignes de la matrice correspond au nombre d’angles de mesure et le nombre de colonnes correspond aux nombres de mesures par position angulaire. En général la taille du sinogramme est de 256 (angles) par 192 (mesures/angle). Un pixel du sinogramme correspond à une ligne de réponse entre deux détecteurs élémentaires. L’information contenue dans ce pixel est la somme de tous les photons émis dans cette incidence par tous les points de l’objet situés sur la ligne de réponse. Les dimensions de la ligne de réponse sont en liaison avec la taille des détecteurs élémentaires (en général le cristal). En pratique, chaque photon émis par l’objet est analysé par le circuit de coïncidence, et chaque coïncidence (2 photons de 511 keV reçus pendant l’ouverture de la fenêtre de coïncidence par 2 détecteurs en ligne) incrémentera d’une unité, le pixel correspondant à la ligne de réponse. L’enregistrement de l’acquisition en TEP correspond au remplissage des pixels du sinogramme pendant un temps donné. Les comptages d’activité en TEP fluctuent selon un mode statistique obéissant à la loi de Poisson.

En bref, toutes les données des projections d’une coupe de l’objet sont contenues dans le sinogramme (Figure 2-9). La reconstruction tomographique consiste à retrouver la distribution de l’activité contenue dans l’objet à partir du calcul des données de projections rangées dans le sinogrammes.

Figure 2-9 : Rangement des données d’acquisition.

Une ligne de réponse définie par l’angle φ₁ reçoit deux photons provenant de la source S1. Cette ligne de réponse sur l’angle φ₁ est située à une distance OS₁ du centre du TEP. Dans une autre fenêtre temporelle de coïncidence, une deuxième ligne de réponse sur le même angle φ₁ reçoit deux photons provenant de la source S₂ située à la distance OS₂ du centre du TEP. Ces deux événement s incrémentent le sinogramme de une unité dans les pixels qui correspondent à (φ₁,S₁) et (φ₁,S₂).

2.3.5.3 Acquisition Bidimensionnelle ou 2D

C’est la méthode d’acquisition la plus ancienne. Elle est utilisée dans les TEP dédiés ainsi que dans les gamma caméras équipées de détection de coïncidence. Dans l’acquisition 2D, ne sont acceptés que les événements concernant des lignes de réponses perpendiculaires au détecteur. Les acquisitions en 2D se font à l’aide d’anneaux ou septa de plomb placés entre les différentes couronnes de détecteur en TEP ou à intervalle régulier lorsque l’on utilise un monocristal de grande taille type NaI.

La forme et la taille des septa sont étudiées pour ne permettre la détection que :

• des lignes de réponses de détecteur situés sur la même couronne. Les coïncidences sont mesurées dans des plans directs correspondant au plan transverse du tomographe (angle θ de 0°)
• des lignes réponses de détecteurs situés sur deux couronnes adjacentes. Les coïncidences sont mesurées dans des plans faisant un angle θ non nul mais de l’ordre d’un degré par rapport au plan transverse du tomographe. Cet angle faible est d’ailleurs négligé dans les algorithmes de reconstruction 2D qui nécessitent un angle θ = 0 (Figure 2-10).

Donc un TEP de n couronnes de détecteurs (de 4 à 5 en fonction des tailles des cristaux) mesure simultanément en acquisition en mode 2D :

• n sinogrammes dans les plans directes
• et (n-1) sinogrammes de plans croisés

L’information volumique sera obtenue après la reconstruction indépendante de la somme des (n) + (n-1) soit des (2n-1) sinogrammes à l’aide d’algorithme 2D.

Figure 2-10: Acquisition 2D sur un détecteur 4 couronnes.

• Les plans directs sont reconstruits à partir des lignes de réponses mesurées sur la même couronne (1, 2, 3 ou 4)
• Les plans croisés sont reconstruits à partir des lignes de réponses mesurées sur des détecteurs de couronnes adjacentes (1&2, 2&3 ou 3&4).
• Les lignes de réponses entre couronnes non jointives ne sont pas mesurées (1&3 ou 1&4 ou 2&4) du fait de l’interposition de septa.

2.3.5.4 Reconstruction 2D

Il existe deux façons de reconstruire l’image à partir des données de projection enregistrées en 2D sur les sinogrammes : la rétroprojection filtrée et la reconstruction itérative.

2.3.5.5 Acquisition 3D

Ce mode d’acquisition, réalisé sans septa, permet de mesurer des coïncidences entre des détecteurs sur des couronnes non adjacentes pour des angles θ, non nuls (Figure 2-11).

Figure 2-11 : Acquisition 3D

L’acquisition 3D entraîne une augmentation importante de la sensibilité du système en permettant la mesure d’un plus grand nombre de lignes de réponse. Par contre, il faut tenir compte du fait que la sensibilité de détection est variable suivant l’axe longitudinal (axe z) : en effet une source radioactive au centre du détecteur peut être détectée par plus de lignes de réponse qu’une source excentrée. Lorsque le système d’acquisition fonctionne sans limitation de l’angle d’acceptance θ, le profil de sensibilité longitudinal est triangulaire.

Figure 2-12 : Profil de sensibilité en 3D.

De nombreux systèmes limitent l’angle d’acceptance θ pour avoir un profil de sensibilité en plateau. Avec ces profils de sensibilité variables, sur l’axe longitudinal z, il est nécessaire de faire des acquisitions chevauchées en mode corps-entier. Les recouvrements du champ de vue permettent de garder un profil de sensibilité plus uniforme pendant le balayage longitudinal. L’importance du recouvrement est directement lié à la valeur de l’angle d’acceptance θ (le recouvrement peut intéresser la moitié du champ de vue, pour des valeurs maximales correspondant à la largeur totales des couronnes de détection).

Pour des valeurs de l’angle d’acceptance θ plus faible, la sensibilité du système diminue mais, le recouvrement étant mois important, il faut moins de pas successifs pour couvrir la même longueur de balayage. Il faut donc trouver un compromis entre la valeur de l’angle d’acceptance θ (qui conditionne la sensibilité du système en 3D) et l’importance du chevauchement des champs de vue qui conditionne le nombre de pas nécessaires pour balayer la longueur voulue (Figure 2-12).

2.3.6.1 Coïncidences aléatoires

2.3.6.2 Coïncidences diffusées

2.3.6.3 Résolution spatiale limitée

2.3.6.4 Atténuation

L’atténuation des photons dans le corps du patient est un effet important. On estime que seulement 1 % des paires de photons émises au centre du thorax sortira sans avoir subi d’interaction dans l’organisme alors que dans le cerveau cette proportion intéresse 17 % des paires. L’atténuation est un phénomène non isotrope dans l’organisme qui est fonction de la composition et de l’épaisseur des tissus traversés. L’atténuation des coïncidences est indépendante du point où a eu lieu l’annihilation le long de la ligne de réponse. Sans correction d’atténuation, les images en TEP sous évaluent les fixations profondes.

Pour réaliser une correction il faut obtenir une carte de distribution des coefficients d’atténuation du patient par mesure de transmission, soit par source externe, soit par rayons X. Pour des raisons pratiques et d’efficacité, cette mesure de transmission doit être réalisée au moment de l’acquisitions de l’émission.

2.3.7.1 Position du problème

Quantifier en TEP, c’est connaître la quantité de radiotraceur (concentration radioactive) fixée par différentes lésions ou organes.

Le problème de quantification en TEP concerne:

• L’exactitude de la mesure de la concentration radioactive qui présuppose la correction de tous les phénomènes physiques qui interviennent dans le processus de la mesure.
• La corrélation entre l’importance de la fixation et la quantification d’une fonction biologique physiologique ou physiopathologique.

2.3.7.2 Mesure de la concentration radioactive

Pour obtenir une mesure exacte de la quantité de radioactivité présente dans une structure à partir d’une image, il faut contrôler toutes les étapes de la fabrication en tenant compte de tous les phénomènes physiques qui interviennent depuis l’émission du signal (annihilation d’un positon) jusqu’à la détection des coïncidences, et la reconstruction des images avec les corrections nécessaires pour ne pas perdre ou déformer les informations :

1-acquisition des données d’émission du patient (coïncidences enregistrées dans les sinogrammes)

2-soustraction des coïncidences aléatoires

3-correction des phénomènes d’atténuation par les mesures de transmission

4-estimation et correction des coïncidences diffusées

5-obtention d’une quantification relative de la fixation qui permet de comparer des fixations différentes au sein d’un même volume exploré.

Ces quantifications relatives ne permettent pas de comparer des données quantitatives pour un même patient dans le temps ou pour des individus différents. Pour cela, il faut obtenir une quantification absolue. Une calibration du TEP est obligatoire. Elle s’effectue à l’aide de mesure d’un fantôme cylindrique de concentration radioactive connue. Les données acquises par la caméra sont corrigées de tous les phénomènes physiques déjà énumérés. Une ROI placée au centre du cylindre permet d’obtenir une concentration radioactive (en nombre de coups/pixel) que l’on compare à la concentration connue du cylindre (en kBq/mL). Ce facteur d’étalonnage permet de convertir des coups/pixel en kBq/mL. Cette quantification absolue signifie que les concentrations mesurées par la machine TEP sont reliées par un étalonnage à une mesure de référence. Elle ne garantit pas la justesse de la mesure ni la correction parfaite de tous les problèmes physiques intervenant dans la mesure.

2.3.7.3 SUV : « Standardized Uptake Value »

Il est plus intéressant en pratique clinique d’exprimer la quantification de la fixation tissulaire d’un radiotraceur sur chaque pixel de l’image par une valeur normalisée qui intègre l’activité injectée et la morphologie du patient que de représenter une concentration radioactive en unité absolue comme le kBq/mL. L’expression du standardized uptake value (SUV) correspond à une normalisation du rapport de la fixation du traceur par l’activité injectée diluée dans le volume du patient.

SUV = Fixation tissulaire(Bq/mL) / (Activité injectée(Bq) / Volume (mL))

avec :

• la fixation qui est la quantification de l’image de manière absolue en Bq/mL
• l’activité injectée au moment de l’acquisition de l’image
• le volume du patient qui est en fait son poids converti en mL d’eau pour plus de facilité

En bref : une valeur de SUV égale à 1 signifie que la concentration radioactive mesurée est équivalente à la radioactivité injectée diluée dans le volume du patient au moment de la mesure. Une valeur de SUV de 5 dans une lésion est l’expression d’une fixation radioactive 5 fois plus concentrée que la dilution uniforme du radiotraceur.

2.3.7.4 Avantages et limites du SUV

Pour les tumeurs fixant le FDG, la captation cellulaire du FDG est le reflet de la prolifération des cellules tumorales et du nombre de cellules viables. Dans le suivi des patients, une thérapeutique efficace va altérer le métabolisme cellulaire et détruire les cellules tumorales. La possibilité de mesurer la valeur de SUV d’une lésion tumorale peut être intêressante dans plusieurs situations cliniques :

Comparer la fixation par rapport à une population de référence (pour préciser la nature tumorale ou non d’une lésion, pour disposer de facteur pronostique tumoral indépendant des facteurs pronostiques classiques …)

Evaluer la réponse thérapeutique dont l’efficacité devrait être corrélé à la diminution de la fixation. La quantification en SUV permettant de disposer de données quantifiées utiles dans des situations intermédiaires entre la réponse nulle et la réponse complète.

Pour que ces évaluations soient valides et reproductibles, il faut respecter des conditions standardisées de réalisation de l’examen. La préparation du patient et le protocole d’examen conditionnent la distribution du radiotraceur dans l’organisme et peuvent donc modifier les valeurs de SUV.

Il faut être en situation physiologique analogue pour garantir la reproductibilité de la méthode :

• Le glucose étant le métabolite principal de la contraction musculaire, il faudra respecter un repos musculaire avant l’injection du patient et proscrire des efforts physiques importants la veille.
• Il faut respecter le délai d’attente de 60 à 90 minutes entre l’injection et l’acquisition. Une fois ce délai fixé dans un service, il doit être scrupuleusement respecté pour tous les examens de tous les patients. Ce délai d’attente est un compromis entre le temps nécessaire pour atteindre soit le plateau de fixation tumorale soit un niveau d’augmentation suffisante de la captation tumorale par rapport aux tissus normaux et la décroissance de l’activité du radiotraceur en fonction de sa demi-vie. Une activité minimum est nécessaire pour réaliser un examen de qualité avec une bonne statistique de comptage.
• Même en respectant scrupuleusement le délai d’attente, pour comparer la fixation tumorale avant et après le traitement (quantification de la réponse thérapeutique), il faut accepter l’hypothèse que le temps pour atteindre le plateau et que la cinétique de captation tumorale ne sont pas modifiés par la thérapie. Ce qui n’est pas tout à fait le cas en pratique (Hamberg 1994) et ce point sera développé plus tard.

On sait que la glycémie est un facteur important qui influence directement la captation cellulaire du FDG. Quand la glycémie s’élève, la captation tissulaire du FDG diminue. Il ne s’agit pas que d’un effet compétitif entre le glucose froid et le FDG mais l’insuline joue un probablement rôle majeur dans la captation cellulaire du FDG. C’est pour ces raisons physiologiques que les examens se font après un jeune de 6 heures pour les patients non diabétiques et pour les patients insulino-dépendants, on diminue la dose d’insuline par un facteur 2.

Le métabolisme glucidique est différent dans les tissus adipeux et les autres tissus mous. Une variation de poids pourra se traduire par une variation de la captation de FDG amplifiée par le mode de calcul du SUV qui tient compte du poids du patient.

Il existe donc d’autres modes de normalisation des fixations tissulaires du FDG tenant compte:

De la surface du patient

SUV_surf= Fixation tissulaire(Bq/mL) / ((Activité injectée(Bq) / surface (m²))

La surface du patient est calculée empiriquement par des formules reliant le sexe, le poids et la taille des patients.

De la masse maigre du patient

 SUV_maigre= Fixation tissulaire(Bq/mL) /((Activité injectée(Bq)/masse maigre (kg))

La masse maigre d’une femme (kg) = 1,07 Poids (kg) – 148 (Poids(kg)/Taille(cm))²

La masse maigre d’un homme (kg) = 1,10 Poids (kg) – 120 (Poids(kg/Taille(cm))²

Ces normalisations de la fixation donnent des SUV indépendants des variations de poids.

2.3.7.5 Modèles compartimentaux

Le SUV correspond à un paramètre de dilution du FDG dans le volume de l’organisme. Il est possible de calculer un indice correspondant à une densité de récepteurs cellulaires de glucose par une approche compartimentale avec une détermination des taux d’échange entre les différents compartiments. Les compartiments correspondent, soit à une étape du métabolisme du traceur, soit à une étape de la fixation du traceur. La cinétique d’échange du traceur entre les différents compartiments est d écrite par des équations différentielles du premier ordre avec des taux d’échange constants qu’il faut préciser. Pour résoudre les équations différentielles par la méthode des pentes (Patlak 1983 et 1985) il faut connaître les taux d’échange et obtenir des données concrètes de variations, dans le temps, des concentrations du radiotraceur dans le plasma artériel. Il faut donc obtenir des prélèvements artériels et réaliser des acquisitions dynamiques qui représentent des contraintes incompatibles avec des examens cliniques en routine.

2.3.8.1 Performance des détecteurs

Les performances principales des détecteurs concernent la résolution spatiale et les taux de comptage.

2.3.8.2 Exactitude des corrections

Objectif : vérifier l’exactitude des corrections en particulier pour les forts taux de comptages rencontrés en clinique.

Mesure : les données acquises pour les différents taux de comptage sont utilisées pour la mesure des erreurs après application des méthodes de correction. La comparaison se fait entre le taux des événements vrais corrigés et celui attendu et extrapolé à partir des acquisitions à faible taux de comptage (considérant comme négligeables, les pertes de temps mort et les coïncidences < 1%). On travaille sur une ROI circulaire de 180 mm centrée sur la ligne source et tracée sur chaque coupe de l’image.

Traitement des données :

On connaît le nombre d’événements vrais plus diffusés : R_v+d,i,j

R_v+d,i,j = C_v+d,i,j / T_acq,j

Pour chaque coupe i , de chaque acquisition j, on calcule le rapport R_ext,i,j que l’on devrait mesurer si, il n’y avait pas de saturation du détecteur pour les 3 acquisitions k₁, K₂ et K₃ réalisées avec les plus faibles activités:

R_ext,i,j = (A_ave,j /3) ³Σ_k=1(R_v+d,i,j/A_ave,k)

Pour chaque coupe i , de chaque acquisition j, le pourcentage de perte PDT_i,j due à la saturation du détecteur est:

PDT_i,j = 100- 100 (R_v+d,i,j/R_ext,i,j)

Pour chaque coupe i , on fait une interpolation linéaire pour déterminer la concentration d’activité qui donne une perte de 50%

Pour le système, toutes les coupes i , de chaque acquisition j, sont sommées :

PDT_sys,j = 100- 100 (R_v+d,sys,j/R_ext,sysj)

L’erreur relative du taux de comptage (Δr_i,j) est la différence entre le taux de comptage attendu et celui mesuré. On l’exprime en pourcentage

Δr_i,j = 100 (R_ROI,i,j/R_Ext,i,j)

2.3.8.3 Qualité image

Objectif : Pouvoir comparer la qualité d’image de différents systèmes dans des situations standardisées simulant les conditions cliniques avec un fantôme contenant des sphères froides et chaudes. Le contraste de l’image, le rapport signal/bruit des sphères chaudes et froides sont utilisés pour mesurer la qualité de l’image. On peut même déterminer l’exactitude des corrections d’atténuation et de diffusion.

Acquisition: la concentration du bruit de fond du fantôme doit être de 5,3 kBq/mL ± 5% calibrée pour le début de l’acquisition. Cette concentration de 370 MBq/ 70 000 mL (soit 10 mCi pour 70 Kg) correspond à une activité standard injectée en clinique.

Le fantôme (Figure 2-19) est constitué de 4 parties :

• Le fantôme ellipsoïde
• 6 sphères remplissables, dont l’épaisseur est inférieure à 1 mm et le diamètre interne variable de:
• 10 mm
• 13 mm
• 17 mm
• 22 mm
• 28 mm
• 37 mm

• Pour simuler l’atténuation du poumon, un insert cylindrique est constitué d’un matériau de faible numéro atomique et d’une masse volumique moyenne de 0,3 ± 0,1 g/mL mesurant 50 ± 2 mm de diamètre externe. Cet insert est placé au centre du fantôme sur toute sa longueur axiale
• Un fantôme test (ligne source dans un cylindre en polyéthylène) pour calculer la fraction de diffusés et faire les mesures de taux de comptage.

Mesure :

• Les deux plus grosses sphères sont remplies d’eau pour simuler des lésions froides et les quatre plus petites de ¹⁸F pour simuler des lésions hyperfixantes. Le centre des sphères est placé à 68 mm du bord du fantôme, dans la même coupe transverse. Le centre des sphères dans la coupe transverse est situé à 57,2 mm du centre.
• La ligne source remplie de ¹⁸F est placée dans le fantôme-test, lui-même situé en haut du fantôme à boules en s’appuyant sur lui pour simuler une activité hors du champ de vue des détecteurs.
• Le temps d’acquisition doit être du même ordre de grandeur que celui utilisé en clinique pour réaliser un examen corps-entier (2m/h). Ce temps doit tenir compte de l’acquisition de transmission et d’émission.

Traitement des données :

les coupes sont reconstruites en utilisant toutes les corrections accessibles en clinique et les paramètres de traitement des données standardisés et correspondant à ceux de la routine clinique (même taille de matrice, même taille de pixel, même épaisseur de coupe, même filtrage, même reconstruction…)

On utilise une coupe transverse centrée sur les sphères chaudes et froides.

Figure 2-19 : Fantôme de boules

Plusieurs ROI sont tracées :

6 ROI circulaires dont les diamètres sont les plus proches possibles, des diamètres des sphères à étudier, sont placées sur les 6 sphères.

• Des ROI de même diamètre que celui des sphères sont placées dans le bruit de fond :
• 12 ROI de 37 mm de diamètre sont placées à 15 mm des bords du fantôme.
• Dans le 12 ROI périphériques, on place 6 ROI concentriques dont le diamètre correspond à celui des sphères chaudes et froides.
• Les ROI de bruit de fond sont tracées sur la coupe centrale et sur 4 autres coupes situées 1 et 2 cm de part et d’autre de la coupe centrale.
• On dispose de 60 ROI de bruit de fond pour chaque diamètre de sphère.
• On mesure le nombre de coups moyen dans chaque ROI.

Le contraste Q_H,j des sphères chaudes j est calculé de la façon suivante:

Q_H,j= 100 (C_H,j /C_B,j –1) / ((a_H /a_B ) –1)

Avec

C_H,j : nombre de coups moyens dans la ROI pour la sphère j

C_B,j : nombre de coups moyens dans la ROI de bruit de fond pour la sphère j

a_{H j} : concentration d’activité dans les sphères chaudes

a_{B j} : concentration d’activité dans le bruit de fond

Le contraste Q_C,j des sphères froides j est calculé de la façon suivante:

Q_C,j= 100 (1- (C_C,j /C_B,j))

Avec

C_C,j: nombre de coups moyens dans la ROI pour la sphère j

C_B,j : nombre de coups moyens dans la ROI de bruit de fond pour la sphère j

La variabilité du bruit de fond pour une sphère j est calculé de la façon suivante:

N_j= 100 (SD_j /C_B,j)

Avec

SD_,j: déviation standard du nombre de coups dans la ROI du bruit de fond pour la sphère j calculé par la formule : SD_,j= ( ^KΣ_k=1(C_B,K,j- C_B,j)² / (K-1))^1/2

et k = 60

2.4.3.1 Indications

Les indications générales en cancérologie ont été récemment bien documentées (Gambhir 2001) et peuvent être résumées en plusieurs catégories :

• Caractérisation d’une lésion tumorale maligne
• Bilan d’extension de la maladie
• Recherche de signe d’évolution ou de récidive devant l’élévation d’un marqueur tumoral
• Différenciation entre récidive ou maladie résiduelle et remaniements post thérapeutiques
• Etude de patients métastatiques de primitif inconnu
• Diriger la biopsie vers la zone tumorale la plus agressive.
• Evaluation de la réponse thérapeutique après radiothérapie ou chimiothérapie
• Préciser les zones métaboliques pour les centrages de radiothérapie

Le FDG possède en France depuis 1998 une AMM réactualisée en 2001, 2002 et 2004. Les indications s’appuient sur « les données bibliographiques et le contexte clinique amenant à la décision pluridisciplinaire d’utilisation ». Les indications plus particulièrement documentées concernent le poumon, les voies aéro-digestives supérieure (VADS), les récidives des cancers colo-rectaux, le lymphome et le mélanome malin cutané, et plus précisément :

• Le diagnostic de nodule pulmonaire isolé (caractérisation bénin/malin).
• La stadification initiale et la détection des récidives suspectées des cancers du poumon, des VADS, des lymphomes et des mélanomes.
• La stadification et détection des récidives suspectées des cancers colo-rectaux.
• Le suivi de la réponse thérapeutique des cancers des VADS et des lymphomes.

Les indications de l’AMM ont été reprises et l’analyse des résultats a été précisé dans les Standards Options et Recommandation (SOR) publié en février 2002 avec une mise à jour en novembre 2003 (Bourguet 2003).

En dehors de ces indications, l’utilisation du FDG est possible dans des projets de recherche validés par les délégations de recherche clinique dans le cadre de la loi Huriet ou en fonction de données publiées dans la littérature.

2.6.1.1 Le gallium 67

La fixation du gallium par les tumeurs est connue depuis la fin des années 60, mais son mécanisme de fixation est encore en partie incompris. La fixation du gallium pourrait faire intervenir la transferrine plasmatique qui se lierait à la surface cellulaire par le récepteur de la transferine et dans la cellule la fixation du gallium se ferait en liaison avec la ferritine. Les tumeurs primitives comme les métastases fixent en général le gallium mais avec de taux de faux négatif supérieurs à 20%. Le gallium ne joue pas de rôle décisif dans le bilan d’extension initial ni dans la recherche de métastase. Il n’y a pas de relation entre l’intensité de la fixation et la nature histologique. La fixation diminuant après chimiothérapie, le gallium a été utilisé dans le suivi thérapeutique des lymphomes.

2.6.1.2 Le thallium 201

Le thallium est un analogue du potassium. La captation tumorale du thallium dépend de l’activité Na-K-ATPase cellulaire et reflète donc la viabilité et de l’activité métabolique de la cellule. Le thallium est capté de façon importante, par de nombreuses tumeurs, et il se fixe peu dans les lésions inflammatoires et nécrosées. C’est dons un marqueur de viabilité dont la fixation n’est pas modifiée par la chimiothérapie, les stéroïdes et la radiothérapie. Dans les tumeurs cérébrales il permettrait de différencier les gliomes de bas grades des gliomes de haut grades qui captent plus le thallium (Kim 1990). Les cellules gliales normales et les zones œdémateuses ou nécrotiques ne fixent pas le thallium, et il est utilisé pour différencier radionécrose de reprise évolutive après radiothérapie dans les tumeurs cérébrales. Les lymphomes de bas grades fixent plus le thallium que le gallium alors que c’est l’inverse pour les lymphomes de haut grade.

2.6.1.3 Le sestamibi marqué au 99mTc (MIBI)

La captation cellulaire du MIBI est fonction des potentiels de la membrane cellulaire et mitochondriale et le MIBI est stocké dans les mitochondries. La captation tumorale impliquerait de forts potentiels membranaires induits par l’accélération métabolique cellulaire.A la différence du Thallium, le MIBI intracellulaire ne migre plus sauf si il existe un transporteur membranaire : la P-glycoprotéine et le MIBI pourrait être un marqueur indirect de la chimiorésistance.

2.6.2.1 Les analogues hormonaux

La métaiodobenzylguanidine = MIBG

C’est un analogue chimique de la Norepinephrine. Elle est captée par les cellules du tissu sympathique medullaire et stockée par les granules intra-cytoplasmiques concentrant les catécholamines. La MIBG est utilisée pour tumeurs de la médullosurrénale (phéochromocytomes) mais aussi pour les neuroblastomes et les tumeurs neuroendocrines (apudomes).

2.6.2.2 Les anticorps monoclonaux

L’utilisation d’anticorps monoclonaux permet de réaliser des immuno-scintigraphies. L’anticorps monoclonal doit être dirigé vers un antigène tumoral spécifique et présent de façon abondante (plusieurs milliers) sur la surface membranaire. La fixation tumorale de l’anticorps dépend de sa biodisponibilité, de sa rémanence vasculaire et de l’absence de fixation parasite (hépatique) de la perfusion tumorale et de l’affinité tumorale. La rapide disparition de l’activité sanguine est nécessaire pour pouvoir détecter les lésions tumorales et des techniques d’injection en plusieurs temps ont été développées ou bien en utilisant des anticorps bifonctionnels. Ils ont été utilisés dans les mélanomes (225-28S), le cancer colo-rectal (Oncoscint B72.3 et anti ACE), les cancers ovariens (HMFG, SM3, MOV18, OC125, Oncoscint), le cancer de la prostate (CYT356) et le lymphome (CD20, CD33).

2.6.2.3 Les traceurs de récepteurs peptidiques

Les récepteurs membranaires de la somatostatine sont présents dans de nombreuses cellules d’origine tumorale neuroendorinienne mais aussi sur les lymphocytes, certaines tumeurs mammaires, tumeurs pulmonaires et des cancers colo-rectaux.

2.7.1.1 Prémédication

Certaines équipes réalisent une prémédication avec des benzodiazépines à visée myorelaxante (Valium) ainsi qu’une relaxation des muscles digestifs à l’aide d’un antispasmolytique intestinal (Spasfon). Pour augmenter la diurèse et provoquer une chasse uretérale, il est possible d’injecter un diurétique (Furosemide) avant le passage sous la caméra. Le gain attendu par l’injection de diurétique pour éliminer les fixations artéfactuelles d’origine urinaire peut parfois être contrebalancé par l’impériosité mictionnelle, qui rend l’immobilité du patient incertaine pendant l’acquisition.

2.7.1.2 Contre indications

La grossesse reste une contre-indication de principe et l’allaitement une contre-indication temporaire pendant 24h (à la fois pour l ‘élimination du FDG et diminuer le temps de contact proche entre la mère et son enfant).

2.7.1.3 Précautions

Le diabète équilibré ne contre-indique pas l’examen, mais il vaut mieux réaliser l’injection de FDG à distance de l’injection d’insuline, pour les diabètiques insulino-dépendants. Cela permet d’éviter les phénomènes de captation cellulaires physiologiques du glucose secondaires à l’élévation de l’insulinémie.

2.7.2.1 Méthodes d’acquisition

L’exploration axiale en TEP dédié est limitée par le nombre d’anneaux de détection qui autorisent une acquisition de l’ordre de 16 cm. Pour acquérir la totalité du corps, il est nécessaire de déplacer le patient dans le champ de vue par incréments successifs du lit du patient appelés « pas » (Figure 2-20) .

Le nombre « pas » est défini en fonctions de plusieurs paramètres :

• La taille du patient
• La longueur axiale du TEP
• L’angle d’ouverture θ_max qui conditionne le profil de sensibilité axiale (Figure 2-12).

Figure 2-20 : Déplacement du lit sur 2 positions adjacentes.

La correction de normalisation rétablit l’uniformité du profil de sensibilité en multipliant les projections par un facteur proportionnel à l’inverse de la sensibilité relative. Ce facteur de normalisation ne permet pas de contrôler la variance du bruit dans les lignes de réponse des bords de champ. Ce phénomène est en partie compensé par le chevauchement des champs de vue obtenu par un déplacement du pas inférieur au champ de vue axial. L’intervalle de recouvrement du lit permet de réduire les troncatures et donc d’améliorer l’uniformité du rapport signal/bruit dans le plan axial (Figure 2-21).

Figure 2-21: Protocole d‘acquisition avec recouvrement du lit et réduction des troncatures.

Un recouvrement de plus de 50% de position de lit permet de diminuer de façon importante le nombre de projections incomplètes en acquisition en mode 3D.

2.7.2.2 Problèmes spécifiques des acquisitions « corps-entier »

En TEP, le taux de comptage et donc la durée de l’acquisition influencent la qualité statistique des données. Les erreurs relatives des mesures sont inversement proportionnelles à la racine carrée du temps d’acquisition. Il faut déterminer des durées d’examen qui sont un compromis entre la durée acceptable pour le patient et la qualité d’image nécessaire pour répondre aux impératifs cliniques.

• Pour des acquisitions en neurologie et en cardiologie qui nécessitent un à deux pas d’examen : 20 minutes est la durée suffisante pour obtenir des statistiques de comptage satisfaisantes pour un temps d’examen raisonnable.
• Pour les acquisitions corps entier en oncologie, on considère qu’une heure d’examen (pour la transmission et l’émission) est la limite à ne pas dépasser.
• Avec les dernières générations d’appareils conçus avec des cristaux performants (pour l’émission) et équipées d’un module de TDM multi-détecteur (pour la transmission de rayons X), il est possible de réaliser des acquisitions complètes en 30 à 45 minutes en fonction des activités injectées. L’acquisition en mode 3D permet d’améliorer nettement la sensibilité d’un facteur 5 à 7 pour les études cérébrales (Townsend 1991). En mode 3D corps entier, il apparaît des problèmes spécifiques, principalement liés à la présence de sources radioactives hors du champ du détecteur dont l’importance est majorée par le retrait des septa axiaux. Les sources radioactives hors du champ augmentent le nombre de photons qui entrent dans les détecteurs ce qui favorise l’augmentation du temps mort des détecteurs et augmente le taux de coïncidences aléatoires et diffusées.

Pour le cerveau la contamination est peu importante car il est à distance des autres zones d’hyperfixation (cœur, reins et vessie). Pour le poumon, la situation est plus critique puisqu’il subit l’influence du cerveau et du foie et l’abdomen subit l’influence de la vessie des reins et du cœur. Les coïncidences fortuites générées par les sources hors du champ de vue sont assez bien corrigées par les mesures traditionnelles (ligne à retard…), sans oublier que le taux de coïncidences aléatoires peut atteindre 50% des événement des détectés.

Les diffusés sont corrigés de façon plus délicate par les méthodes analytiques et simulées du type de Monte-Carlo ou bien par les méthodes d’analyse spectrale par multi-fenêtrage.

2.7.2.3 Traitement des données : reconstruction et réarrangement

En oncologie, les méthodes de reconstruction itératives sont maintenant devenues un standard en particulier les méthodes OSEM qui ont l’avantage de diminuer les artéfacts en étoiles des reconstructions par rétro-projection filtrée. Pour des acquisitions 3D, les reconstructions itératives 3D n’ont pas encore la diffusion que l’on attend des résultats théoriques obtenus sur fantôme. Il s’agit probablement d’un problème temporaire de développement et de disponibilité des algorithmes sur les différentes machines commercialisées. Pour l’instant, le standard correspond aux réarrangements des sinogrammes 3D par méthode de Fourier (FORE) auxquels on applique des reconstructions itératives 2D de type OSEM. En routine et pour des temps de reconstruction rapide, les algorithmes FORE-OSEM sont les plus répandus.

2.7.2.4 Correction d’atténuation

La correction d’atténuation est une nécessité en TEP, compte tenu du taux d’atténuation des photons qui peut dépasser 90 % sur les lignes de réponses les plus atténuées. Pour corriger de l’atténuation, il faut disposer de données de transmission pour établir une cartographie des coefficients d’atténuation propre au patient étudié. Les méthodes les plus anciennes utilisent des sources de positons (⁶⁸Ge) ou des sources monophotoniques de forte énergie (¹³⁷Cs). Ces méthodes robustes qui ont fait leur preuve sont maintenant remplacées par des sources de rayons x sur les appareils de dernière génération. En effet non seulement les sources de rayons x permettent d’obtenir les données d’atténuation propres au patient, en des temps d’acquisition de l’ordre de la minute, mais en plus, et ce n’est pas le moindre des avantages, les données de tomodensitométrie permettent de localiser avec une précision anatomique les anomalies de fixation détectées par le TEP.

2.7.2.5 Optimisation des protocoles

Les protocoles d’acquisition en TEP doivent être adaptés aux indications cliniques qui demandent principalement des renseignements de deux types :

• La détection d’anomalies hypermétaboliques
• La quantification de paramètres fonctionnels

Ce deux types d’application imposent des stratégies d’optimisations différentes car il n’est pas évident qu’un protocole optimisé sur le plan de la détection soit le plus performant sur le plan de la quantification.

Il est intéressant de lister les problèmes qui influençent les performances de détection, avant de parler d’optimisation:

L’activité à injecter au patient

Il existe une grande variation des activités injectées qui dépendent des performances et de générations des machines mais aussi de la disponibilité du FDG, des habitudes et de l’expérience des équipes.

La cinétique du radiotraceur dans les tissus sains et anormaux

Pour déterminer le délai optimal entre l’injection et l’acquisition de manière à faire les acquisitions au moment du plateau de captation tumorale avec une bonne élimination des tissus sains.

Le choix du mode d’acquisition 2D et 3D

Le choix dépend des caractéristiques du TEP, de son cristal et de l’expérience acquise empiriquement par l’équipe. Pour certaines équipes et avec des machines de dernière génération, le choix ne se pose pas car, seul le mode d’acquisition 3D est disponible. Pour les machines qui peuvent fonctionner en mode 2D ou en 3D il n’y a pas de réponse toute faite.

Par exemple pour une personne de poids important et pour une machine équipée de cristaux de BGO qu’elle est la stratégie la plus judicieuse :

• faire une acquisition 2D avec septa pour diminuer les événements diffusés qui seront fortement augmentés dans ces conditions ?
• pour favoriser la sensibilité de détection faut-il faire une acquisition 3D en augmentant l’activité injectée (qui augmente le taux d’aléatoires) ou faut-il injecter une activité normale ?

La durée de l’acquisition

Elle dépend du choix du mode d’acquisition, des caractéristiques physiques du système de détection en particulier des performances des taux de comptage.

La correction d’atténuation

La stratégie d’optimisation doit tenir compte des méthodes de correction disponibles sur les machines. Un seul industriel commercialise des machines avec une source de rayons x et une source radioactive pour l’acquisition les données de transmission. Les deux autres constructeurs ont choisi la correction d’atténuation unique par source de rayons x. Pour ne pas se faire piéger par les artéfacts de correction d’atténuation, et en particulier par l’apparition de foyers hyperfixants, artéfactuels créés artificiellement par sur-correction, il paraît raisonnable de regarder les images non corrigées de l’atténuation.

L’algorithme de reconstruction

Les algorithmes itératifs permettent de mieux contrôler la propagation du bruit et la diminution des artéfacts en étoile près des zones hyperfixantes. Mais il faut s’assurer que la texture du bruit généré ne gène pas la tâche de détection et d’interprétation.

2.7.4.1 Recalage d’images provenant de machines indépendantes

La première approche est basée sur des techniques de recalage d’image obtenues des machines indépendantes. Il faut transférer sur une station de travail commune, les données mesurées sur les deux machines. Le transfert nécessite l’utilisation d’images codées dans un même format qui est en général DICOM. Pour réaliser le transfert, il existe deux possibilités :

• Si les deux machines sont reliées par un réseau cablé, l’échange est facilité par l’utilisation d’un protocole d’échange DICOM
• Si les deux machines ne sont pas reliées par un réseau cablé, l’échange peut se faire à partir de données stockées sur support. La généralisation des stockages sur CD ou DVD des modalités IRM et TDM facilite l’importation des données. Mais il faut que le stockage soit réalisé sous un format DICOM autorisant une importation DICOM vers la plate-forme de traitement d’image qui doit nécessairement posséder un lecteur CD ou DVD.

2.7.4.2 Transformation des images

Les images transférées doivent être mises au même format de matrice et d’épaisseur de coupe. En pratique, l’imagerie anatomique (TDM ou IRM) la plus résolutive est acquise avec les matrices les plus grandes (512² ou 1024²). L’imagerie la moins résolutive (TEP) qui est acquise avec des matrices plus petites (128² ou 256²) est transformée en matrice équivalente par simple transformation des pixels.

2.7.4.3 Algorithmes de recalage