Mesure de la perfusion tumorale avec le 18 F-FDG

2.5.1. Par l’analyse cinétique compartimentale

Comme décrit précédemment, le modèle d’analyse compartimentale à 3 compartiments permet de calculer la constante de transfert k1, représentant la passage du ¹⁸F-FDG depuis le compartiment plasmatique vers le compartiment intra-cellulaire. Plusieurs études ont montré que, dans le cancer du sein, cette constante de transfert k1 obtenue avec le ¹⁸ F-FDG est fortement corrélée avec le k1 obtenu avec le radiopharmaceutique H2O¹⁵ (r=0.84 dans l’étude de Zasadny et al.), qui est la référence pour le calcul de la perfusion tissulaire en TEP [109, 110, 167]. Ces études suggèrent donc que l’analyse cinétique compartimentale du ¹⁸F-FDG puisse apporter des informations sur la perfusion tumorale.

2.5.2. Par la méthode de Mullani

Ce modèle, basé sur celui de Kety, a été proposé par Mullani et al. pour l’évaluation du flux sanguin en TEP avec des radiotraceurs autre que l’¹⁵O-H2O. Simple et fiable, il a initialement été validé pour la détermination du flux myocardique avec le ⁸²Rubidium [168] puis étendu à la mesure de la perfusion tumorale avec le ¹⁸F-FDG [169].

Comme pour l’¹⁵O-H2O, la mesure du flux sanguin tumoral consiste en une acquisition dynamique dans les premières minutes après injection du ¹⁸F-FDG, reflétant le premier

87 passage du traceur. L’hypothèse est que, lors du premier passage du traceur, il existe un laps de temps pendant lequel le traceur n’a pas encore quitté la région d’intérêt, et pendant lequel la concentration veineuse du traceur est encore nulle. Pendant cette période, la mesure de la perfusion peut être obtenue dans tout organe avec n’importe quel traceur à condition de connaître sa cinétique de diffusion, son extraction et la concentration artérielle du traceur.

Pour le ¹⁸F-FDG, l’extraction tumorale est considérée comme complète (coefficient d’extraction = 1) [169].

L’hypothèse de Mullani est donc que, si le temps de mesure t est inférieur au temps de transit du traceur (td), la concentration veineuse du traceur est nulle. En utilisant un modèle mono-compartimental, l’équation pour donner la quantité Q(t) de traceur au temps t peut alors se simplifier de la manière suivante :

Q(t) est la quantité de traceur dans le tissu au temps t

F est le flux sanguin dans le tissu au temps t, considéré comme constant.

Ca(t) et Cv(t) sont les concentrations artérielle et veineuse du traceur au temps t t_d représente le temps de transit du traceur à travers le tissu

Donc

Par ailleurs, l’erreur de mesure de la perfusion due à la statistique de comptage peut être minimisée quand le numérateur et le dénominateur de l’équation sont à leur valeur maximale. Il faut donc définir l’instant tm appelé « temps du pic artériel ». Il s’agit du temps où l’apport artériel dans le volume d’intérêt cesse et la sortie du traceur est encore nulle (donc t_m < t_d). A ce moment précis, la totalité de l’activité se situe dans la région d’intérêt tumorale, dans le champ de vue de la caméra. Le nombre total de coups détectés atteint alors un maximum.

si t< td







88 L’équation générale du flux au premier passage peut ainsi être modifiée par l’équation suivante, permettant d’obtenir la perfusion durant le pic artériel tm :



La validité du modèle de la perfusion au temps du pic artériel dépend de la relation entre le temps tm et le temps de transit td. Le temps de transit est plus long si le traceur traverse la paroi capillaire et s’il passe dans le secteur intracellulaire et interstitiel.

Figure 31 : Représentation des volumes d’intérêt aortique (en rouge) et tumoral (en vert) tracées sur l’image fusionnée TEP-TDM et sur l’image TEP dynamique pour estimation de la fonction d’entrée artérielle du système (VOI aortique en rouge) et la mesure de l’activité tumorale en fonction du temps (VOI tumoral en vert).

Figure 32 : Evolution de l’activité du traceur en fonction du temps, mesurée lors d’une acquisition dynamique (acquisition toutes les 5 secondes) dans le VOI aortique (fonction d’entrée

89 du modèle de Mullani). Visualisation du phénomène de recirculation aortique et définition visuelle du temps tm.

Figure 33 : Evolution de l’activité du traceur en fonction du temps, mesurée lors d’une acquisition dynamique dans le VOI tumoral. Mesure de Q(tm) = quantité de traceur dans la tumeur au temps tm.

Ainsi, la perfusion tumorale peut être estimée à partir de cette équation pour tout instant tm< td en divisant la radioactivité totale mesurée au niveau de la région d’intérêt tumorale au temps tm (Q(tm)) par l’intégrale de la concentration artérielle du traceur du temps 0 au temps t_m (



tm

0

F.Ca(t)dt ) qui représente l’apport de traceur au cours du temps à

l’organe cible. Mullani et al proposent une technique permettant d’estimer de manière non invasive cette fonction d’entrée artérielle en mesurant la radioactivité au cours du temps dans une région d’intérêt centrée sur l’aorte [169].

Pour appliquer ce modèle de Mullani, une acquisition dynamique de 2 minutes doit être réalisée immédiatement après injection d’un bolus de 18

F-FDG, avec un échantillonnage des images toutes les 5 ou 10 secondes.

Mullani a montré une bonne corrélation entre les mesures de perfusion tumorale obtenues avec du ¹⁸F-FDG et de l’¹⁵O-H₂O [168, 169]. Cette méthode a été récemment appliquée à l’évaluation de la perfusion tumorale dans les néoplasies hépatiques [170]. Une étude menée par A. Cochet et al. [171] a montré une bonne corrélation entre la

90 perfusion tumorale mammaire mesurée en TEP au ¹⁸F-FDG par le modèle de Mullani et les marqueurs immuno-histochimiques de l’angiogenèse.

L’intérêt de ce modèle de Mullani est de permettre une mesure conjointe du métabolisme glucidique tumoral et de la perfusion tumorale, sans avoir recours à la TEP à l’15

O-H₂O, peu accessible, et avec une méthode d’acquisition nettement plus rapide que celle de l’analyse compartimentale complète décrite précédemment.

Ce modèle a été utilisé dans l’article présenté chapitre IV, Paragraphe 4.