Synchronisation respiratoire en tomographie par émission de positions couplée à un tomodensitomètre : étude des paramètres d'acquisition et comparaison de deux systèmes de synchronisation

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Délivré par l'Université Toulouse III - Paul Sabatier Discipline ou spécialité : Radiophysique et imagerie médicales

JURY

Hadj BATATIA – Maître de conférence, Toulouse, examinateur Isabelle BERRY – Professeur, praticien hospitalier, Toulouse, examinateur Frédéric COURBON – Maître de conférence, praticien hospitalier, Toulouse, examinateur

Véronique DEDIEU – Habilitée à diriger des recherches, Clermont Ferrand, rapporteur Philippe FERNANDEZ – Professeur, praticien hospitalier, Bordeaux, rapporteur Francesco GIAMMARILE – Professeur, praticien hospitalier, Lyon, examinateur

Ecole doctorale : Génie Electrique, Electronique, Télécommunications Unité de recherche : Institut Claudius Regaud, Toulouse

Laboratoire d’ Etudes et de Recherche en Imageries Spatiales et Médicales, Toulouse. Directeur de Thèse : Olivier CASELLES, Habilité à diriger des recherches, Toulouse

Présentée et soutenue par Julia NALIS Le 30 octobre 2009

Synchronisation respiratoire en Tomographie par Emission de Positons couplée à un Tomodensitomètre :

Etude des paramètres d'acquisition

Remerciements

Je tiens tout d’abord à remercier le Docteur Véronique DEDIEU ainsi que le Professeur Philippe FERNANDEZ pour avoir accepté de rapporter ce travail et pour le temps qu’ils ont consacré à cette tâche. Leurs remarques pertinentes et constructives ont permis d’améliorer ce manuscrit.

Je remercie également les membres du jury de cette thèse : - Le Professeur Isabelle BERRY, présidente du jury, - Le Professeur Franscesco GIAMMARILE,

- Le Docteur Hadj BATATIA. Je tiens également à le remercier pour sa grande implication dans le projet Cohérence.

Je tiens à remercier :

Le Docteur Olivier CASELLES, radiophysicien, qui est à l’origine de ce projet et qui a dirigé ce travail. Il a su me faire confiance malgré les doutes dont j’étais envahie. J’ai appris énormément auprès de lui et il a su le transmettre tout son intérêt pour la médecine nucléaire.

Le Docteur Fréderic COURBON, responsable du service de médecine nucléaire, pour tout le temps qu’il a su me consacrer et tout l’intérêt qu’il a porté à mon travail durant ces quatre années. Je te tiens également à lui faire part de ma profonde gratitude pour tout le soutien qu’il m’a apporté.

Le Professeur Guy FLOUZAT qui a été mon directeur de thèse durant deux années. Il nous a malheureusement quittés un peu trop vite. Je lui adresse tout mon respect.

Je souhaite remercier l’ensemble des partenaires du projet Cohérence :

- L’institut Claudius Regaud pour avoir financé ce travail de thèse,

- L’équipe de l’Institut de Recherche en Imagerie de Toulouse, en particulier Melle Zehor OUSKILI,

- La société General Electric HealthCare et plus particulièrement Mr Christophe BRAVAIS ainsi que Mr Christophe LAGORCE pour nos échanges constructifs, leur disponibilité mais également leur sympathie,

- La société Dyn’r , en particulier Mr Patrick LE CORR, - La société ISP Systems

- Les membres du pôle de compétitivité Cancer Bio Santé pour leurs implications dans ce projet.

Je tiens également à remercier les personnes qui m’ont accompagnée lors de ce travail :

Les Docteurs Slimane ZERDOUD, Lawrence DIERRICKX (mon traducteur officiel !), Vincent ROBERT, Vanina ISNARDI. Sachez que j’ai sincèrement apprécié de travailler avec vous, dans une bonne humeur agrémentée de quelques les pâtisseries kabyles ainsi que de desserts « made in Belgique ». Je tiens également à remercier les internes en médecine qui sont passés en stage dans le service et qui ont contribué à rendre cette thèse agréable, en particulier François PEY et Marie Aurélie BAYOL.

Le docteur Séverine BRILLOUET, radio pharmacienne, pour sa sympathie, son soutien et sa patience envers mes commandes de radiopharmaceutique à la dernière minute!

Mme Anne DE PIZZOL qui a été d’un soutien indéfectible sur tous les plans, aussi bien logistique qu’humain. Merci!

L’ensemble du service de médecine nucléaire : les secrétaires, les manipulateurs en électro radiologie. Je ne peux pas les citer individuellement mais je tiens à leur adresser mon amitié, à leur rappeler qu’ils ont eu une place intégrante dans ce travail.

Valérie COLIN et Caroline SCATTOLIN. Simplement : merci d’avoir été là, des moments passés à l’ICR aux soirées impromptues…

Julie BENECH et Eliane GRAULIERES, camarades de promotion du master de radiophysique et maintenant amies, toujours disponibles pour un bon restaurant ou un remontage de moral !

Une dédicace très spéciale à Anaïs, Claire, Fanny, Myriam et Stéphanie, rencontrées sur les bancs de la faculté à Montpellier. Je n’oublierai jamais ces trois années passées ensemble, des apéros-profs aux sessions révisions à la BU…

Une pensée très affectueuse pour « les potes » qui ont suivi de près ou de loin cette aventure : Emmanuelle, Elsa, Emilie, Fabien, Florent, Julie, Julianne, Hélène, Karine, Marie, Pierre, Prisca et tous ceux que j’oublie…

Je dédie ce manuscrit :

A Francis, pour sa douce présence et pour m’avoir épaulée durant cette thèse, en particulier dans les moments de doute et dans la dernière ligne droite…

A Elodie, ma petite sœur, tout simplement pour être là auprès de moi, toujours…mais également pour m’avoir soutenue depuis le début de cette aventure.

A mes parents, Danièle et Jacques, pour leur bienveillance, leur infinie gentillesse et leur indéfectible soutien. Ils font partie intégrante de ce travail qui ne serait jamais arrivé à terme sans eux.

Glossaire

• Abréviations dans le texte 18F Fluor 18

18F-FDG FluoroDésoxyGlucose marqué au fluor 18.

2D 2 Dimension

3D 3 Dimension

4D 4 Dimension (4ème dimension = variable temps) 4D-TDM Images TDM synchronisées à la respiration 4D-TEP Images TEP synchronisées à la respiration A-P Antero-Posterieur

ATS American Thoracic Society Av Activité Volumique

BTV Biological Target Volume (volume cible biologique) CA Correction d'Attenuation

CF Coincidence Fortuite

CPNPC Cancer Pulmonaire Non à Petite Cellule CR Coefficient de Recouvrement

CRV Coefficient de Recouvrement des Volumes

CTAC Computed Tomography based Attenuation Correction CTV Clinical Tumor Volume (volume tumoral anatomoclinique) CV Coefficient de Variation

DICOM Digital Imaging and COmmmunications in Medicine EM Expectation Maximisation (espérance maximisée) ER Erreur Relative

FDP Fonction de Dispersion Ponctuelle FORE Fourier Rebinning

G-D Gauche-Droite

GTV Gross Tumor Volume (volume tumoral macroscopique) ICRU International Commission on Radiation Unit

IEC International Electrotechnical Commission (CEI: Commission Electrotechnique Internationale) ITV Internal Target Volume (volume cible interne)

LM List Mode

ML Maximal Likehood

NEMA National Electrical Manufacturers Association OSEM Ordered Subset Expectation Maximisation PM PhotoMultiplicateur

PTV Planning Target Volume (volume cible prévisionnel) RPF Retroprojection Filtrée

RPM Real Time Position Management RS Résolution Spatiale

RSB Rapport Signal sur Bruit

RX Rayon X

S-I Supero-Inferieur

SUV Standart Uptake Value (Taux de fixation standard) TDM TomoDensitoMétrie

• Abréviations des grandeurs physiques.

µ Coefficient d’atténuation Linéique (cm-1)

E Energie

Emax Energie maximale

Rmoy Libre parcours moyen d’une particule

T1/2 Temps de demi-vie Z Numéro atomique • Unités eV Electronvolt (1 eV = 1,602 176 53×10-19 J) g Gramme Gy Gray kBq Kilo Becquerel keV Kilo eV kV Kilo volt mA Milli ampère MeV Méga eV min Minute mL Millilitre mm Millimètre ns Nanoseconde

Table des matières

INTRODUCTION... 1

CHAPITRE 1 : GENERALITES... 5

I - LA TOMOGRAPHIE PAR EMISSION DE POSITONS. ... 7

I. A. PRINCIPES GENERAUX. ... 7

I. A. 1. Définition ... 7

I. A. 2. La radioactivité β+... 7

I. A. 3. Le FluoroDésoxyGlucose marqué au Fluor 18 : 18F-FDG... 8

I. A. 4. La détection en coïncidence... 11

I. A. 5. Technologie actuelle... 15

I. B. CREATION D’IMAGES TEP-TDM. ... 16

I. B. 1. Acquisition des données... 16

I. B. 2. Reconstruction des images. ... 27

I. C. QUANTIFICATION DU SIGNAL RECUEILLI... 36

I. C. 1. Diffusion et atténuation des photons. ... 37

I. C. 2. Les coïncidences fortuites... 43

I. C. 3. L’effet de volume partiel... 44

I. C. 4. Le temps mort des détecteurs... 46

I. C. 5. Le mouvement des patients ou des organes internes. ... 47

II - LES CANCERS PULMONAIRES... 49

II. A. CLASSIFICATION. ... 49

II. B. INFLUENCE DE LA RESPIRATION SUR LES MOUVEMENTS DES TUMEURS PULMONAIRES... 50

II. B. 1. La respiration ... 50

II. B. 2. Influence des mouvements respiratoires... 53

II. C. PLACE DE LA TEP AU 18F-FDG DANS LA PRISE EN CHARGE DES CANCERS PULMONAIRES. ... 57

II. C. 1. Bilan d’extension... 57

II. C. 2. Valeur pronostique de la TEP ... 58

III - PRISE EN COMPTE DES MOUVEMENTS RESPIRATOIRES EN IMAGERIE TEP-TDM... 65

III. A. DISPOSITIFS DE SYNCHRONISATION. ... 66

III. A. 1. La ceinture de pression. ... 67

III. A. 2. Le capteur de température. ... 67

III. A. 3. Le système RPM. ... 67

III. A. 4. Spiromètre... 70

III. A. 5. Comparaison des systèmes type RPM et spiromètre ... 73

III. B. SYNCHRONISATION RESPIRATOIRE EN AMPLITUDE OU EN POURCENTAGE DE PHASE? ... 74

III. C. PRISE EN COMPTE DES MOUVEMENTS RESPIRATOIRES EN TDM. ... 75

III. C. 1. Examen TDM « lent ». ... 75

III. C. 2. Examen TDM réalisé en respiration bloquée. ... 76

III. C. 3. Examen TDM synchronisé à la respiration ou « 4D »... 76

III. D. PRISE EN COMPTE DES MOUVEMENTS RESPIRATOIRES EN TEP... 82

III. D. 1. Acquisition TEP 4D. ... 82

III. D. 2. Autres techniques de prise en compte de la respiration en TEP... 84

IV - POSITIONNEMENT DU PROBLEME. ... 87

CHAPITRE 2:

DEFINITION D'UN MONTAGE EXPERIMENTAL PROCHE DE LA

CLINIQUE ET ETUDE DES PARAMETRES D'ACQUISITION TEP 4D. ... 91

INTRODUCTION... 93

I - DEFINITION DES CARACTERISTIQUES DES TUMEURS PULMONAIRES GRACE A DES DONNEES DE PATIENTS... 97

I. A. INTRODUCTION... 97

I. B. PATIENTS ET MATERIEL. ... 97

I. B. 1. Patients. ... 97

I. B. 2. Dispositif TEP-TDM. ... 97

I. B. 3. Station de traitement des données. ... 97

I. C. METHODES. ... 98

I. C. 1. Calibration de l’activité injectée au patient. ... 98

I. C. 2. Acquisition des données. ... 98

I. C. 3. Reconstruction d’images. ... 99

I. C. 4. Extraction des données... 99

II - DEFINITION DES INDICATIONS DE LA SYNCHRONISATION RESPIRATOIRE EN TEP POUR

LES CANCERS BRONCHIQUES. ... 103

II. A. INTRODUCTION... 103

II. B. MATERIELS... 103

II. B. 1. Fantôme de contrôle qualité des TEP. ... 103

II. B. 2. Fantôme respiratoire... 104

II. C. PLAN EXPERIMENTAL. ... 106

II. C. 1. Etude de répétitivité. ... 106

II. C. 2. Comparaison des mesures d’activité entre des acquisitions avec et sans mouvement... 107

II. D. METHODES... 107

II. D. 1. Acquisition des données et reconstruction des images. ... 107

II. D. 2. Extraction des données. ... 107

II. D. 3. Analyse des données. ... 108

II. E. RESULTATS. ... 109

II. E. 1. Etude de répétitivité (fantôme PTW). ... 109

II. E. 2. Comparaison des acquisitions sans mouvement et avec mouvement « non 4D » (fantôme Quasar). ... 110

II. F. DISCUSSION ET CONCLUSION. ... 112

III - ETUDE DES DIFFERENTS PARAMETRES LORS DE L’ACQUISITIONS D’IMAGES TEP SYNCHRONISEES A LA RESPIRATION... 115

III. A. INTRODUCTION. ... 115

III. B. MATERIELS. ... 115

III. C. METHODES. ... 116

III. C. 1. Synchronisation du fantôme avec le tomographe. ... 116

III. C. 2. Acquisition des données... 117

III. C. 3. Extraction des données. ... 119

III. C. 4. Analyse des données. ... 120

III. D. RESULTATS... 121

III. D. 1. Images. ... 121

III. D. 2. Influence des paramètres propres au patient... 123

III. D. 3. Influence des paramètres d’acquisition des images TEP 4D. ... 126

III. D. 4. Etude de répétitivité des acquisitions en mode liste. ... 131

III. E. RECAPITULATION DES PRINCIPAUX RESULTATS. ... 132

CHAPITRE 3:

COMPARAISON DE DEUX DISPOSITIFS DE SYNCHRONISATION

RESPIRATOIRE : LE SPIROMETRE SPIRODYNR'X ET LE RPM... 137

INTRODUCTION... 139

I - MATERIELS ET METHODES... 141

I. A. FANTOME. ... 141

I. A. 1. Description. ... 141

I. A. 2. Configuration du fantôme lors des expérimentations. ... 142

I. B. DISPOSITIFS DE SYNCHRONISATION. ... 144

I. B. 1. Le système RPM... 144

I. B. 2. Le SpiroDynr’X... 145

I. C. SYNCHRONISATION DU FANTOME AVEC LA TEP-TDM... 148

I. C. 1. Synchronisation respiratoire du fantôme en utilisant le système RPM. ... 148

I. C. 2. Synchronisation du fantôme en utilisant le spiromètre... 148

I. D. REALISATION DES IMAGES TEP-TDM 4D. ... 150

I. D. 1. Acquisition des données. ... 150

I. D. 2. Reconstruction des images. ... 151

I. E. EXTRACTION DES DONNEES. ... 152

II - RESULTATS. ... 153

II. A. DEFINITION DES CHAMPS D’APPLICATION DE LA SYNCHRONISATION RESPIRATOIRE AVEC UN PROTOCOLE EXPERIMENTAL PROCHE DE LA PRATIQUE CLINIQUE. ... 153

II. B. INFLUENCE DES PARAMETRES D’ACQUISITION DES DONNEES TEP « 4D » ET DU DISPOSITIF DE SYNCHRONISATION SUR LA QUANTIFICATION DU SIGNAL ET LA DETERMINATION DES VOLUMES... 156

II. B. 1. Modèle respiratoire sinusoïdal régulier... 156

II. B. 2. Modèle respiratoire irrégulier. ... 168

III - DISCUSSION ET CONCLUSION. ... 173

Liste des figures

Figure 1: Transport et métabolisme du 18F-FDG... 9

Figure 2: Courbe de fixation du 18F-FDG dans le temps pour 16 patients présentant un nodule pulmonaire isolé. ... 10

Figure 3: Phénomène d'annihilation ... 12

Figure 4: Représentation de la détection en coïncidence. ... 12

Figure 5: Représentation d’une coïncidence vraie... 13

Figure 6: Représentation d’une coïncidence fortuite. ... 13

Figure 7: Représentation d’une coïncidence diffusée. ... 14

Figure 8: Etapes de fabrication du sinogramme. ... 16

Figure 9: Architecture du détecteur TEP. ... 17

Figure 10: Bloc de détection TEP composé d'un scintillateur couplé à un photomultiplicateur. ... 18

Figure 11: Expression de la résolution en énergie. ... 20

Figure 12: Comparaison mode 2D et mode 3D ... 21

Figure 13: Mesure de la résolution spatiale (RS) d'un tomographe. ... 22

Figure 14: (A) Différences entre un TDM monocoupe et multicoupes – (B) Détecteurs multicoupes, avec 2 collimations de faisceau différentes ... 26

Figure 15: TDM séquentielet hélicoïdal. ... 26

Figure 16 : Reconstruction d’un volume à partir de plusieurs projections. ... 27

Figure 17: Echantillonnage de l'image. ... 27

Figure 18 : Projection de l’objet selon un angle θ. ... 28

Figure 19: Opération de rétroprojection. Mise en évidence de l'artéfact en étoile... 29

Figure 20 : Algorithme de rétroprojection filtrée. ... 30

Figure 21 : Matrice de projection des algorithmes itératifs. ... 31

Figure 22 : Algorithme itératif. Principe résumé. ... 32

Figure 23: Influence du nombre d'itérations sur la qualité d'image. ... 33

Figure 24: Prédominance des différentes interactions des photons avec le milieu en fonction du numéro atomique de ce dernier (Z) et de l'énergie du rayonnement (E en MeV). ... 37

Figure 25: Représentation de la double fenêtre en énergie, utilisée pour la correction du rayonnement diffusé. ... 38

Figure 26: Coefficient d'atténuation linéique (cm-1) en fonction de l'énergie (keV) pour différentes structures du corps humain... 40

Figure 27: Opération de convolution entre l'objet à imager et la Fonction de Dispersion Ponctuelle pour l'obtention de l'image. ... 44

Figure 28: Phénomène de "spill-out" et "spill-in" observé pour une tumeur dans un milieu environnant radioactif.)... 45

Figure 29: Valeur de T selon la localisation et la taille des tumeurs pulmonaires. ... 49

Figure 30: Cartographie des ganglions du médiastin... 50

Figure 31: Eléments de physiologie pulmonaire ... 51

Figure 32: Les différents volumes pulmonaires. ... 52

Figure 33: Plans de coupe sagittal, coronal et transverse. ... 54

Figure 36 : Variation du seuil idéal en fonction du volume des sphères ainsi que du rapport sphère / bruit de fond. ... 61

Figure 37: Variation du seuil idéal en fonction du rapport signal/bruit et de la méthode de reconstruction d’image utilisée... 62

Figure 38: Le système RPM. ... 68

Figure 39: Comparaison des variations d’amplitude de cage thoracique, de phase de cycle respiratoire ainsi que de la relation phase / amplitude, pour deux patients ... 69

Figure 40: Spiromètre SDX, société Dyn'R... 73

Figure 41: Synchronisation respiratoire en pourcentage de phase, versus en amplitude. ... 74

Figure 42: Représentation d'une acquisition TDM en mode ciné ... 78

Figure 43: Influence de l'intervalle de reconstruction sur la qualité d'image... 79

Figure 44: Comparaison entre des images TDM et 4D-TDM d'une sphère en mouvement ... 80

Figure 45: Variations de SUV pour une série d'images TEP en fonction de la série d'images 4D-TDM utilisée. ... 81

Figure 46: Image d’un nodule pulmonaire en TEP non synchronisée à la respiration, en TEP synchronisée à la respiration et comparaison des volumes cibles obtenus dans les deux cas ... 83

Figure 47: Représentation des différents types d'acquisition TEP : statique, dynamique et gated... 94

Figure 48: Répartition des volumes (cm3) des tumeurs pulmonaires observées chez 92 patients. ... 101

Figure 49: Répartition des activités volumiques maximales (kBq/mL) pour les tumeurs pulmonaires observées chez 92 patients. ... 101

Figure 50: Fantôme PTW IEC 61675-1 "corps", avec le couvercle "sphères". ... 104

Figure 51: Fantôme respiratoire programmable QUASAR, et ses deux inserts... 104

Figure 52: Illustration de l'amplitude de mouvement d'une sphère... 105

Figure 53: Expressions du pourcentage de différence entre les CRmouvNS et CRstat en fonction du déplacement relatif, pour des acquisitions en mode 2D. ... 111

Figure 54: Expressions du pourcentage de différence entre les CRmouvNS et CRstat en fonction du déplacement relatif, pour des acquisitions en mode 3D. ... 112

Figure 55: Connexion du fantôme respiratoire avec le tomographe. ... 116

Figure 56 : Acquisition non synchronisée versus synchronisée à la respiration pour la sphère de 2 mL... 122

Figure 57 : Acquisition non synchronisée versus synchronisée à la respirationpour la sphère de 14 mL... 122

Figure 58: Coefficients de recouvrement de l’Av maximale pour différentes durées de cycle respiratoire, selon différentes amplitudes de mouvement : 1, 2 et 3 cm. ... 124

Figure 59: Variations de l’ER absolue de l’Av maximale mesurée en fonction de l’amplitude de mouvement, pour les sphères de 2 mL et 14 mL selon les modes 2D ou 3D. ... 125

Figure 60: Erreur relative absolue de l’Av pour différentes durées d’acquisition, pour différents nombres de bins. ... 127

Figure 61: Plate-forme respiratoire programmable Quasar ... 141

Figure 62: Interface logicielle fantôme QUASAR. ... 142

Figure 63: Cycle respiratoire de patient utilisé comme modèle pour le mouvement de la plate-forme mobile. ... 143

Figure 64: Interface logicielle du système RPM ... 144

Figure 65: Seringue de calibration du spiromètre et vérification de la calibration avec le logiciel SDG... 146

Figure 66: Exemple d’une mesure de volumes avec le SpiroDynr’X... 147

Figure 67: Illustration du montage expérimental permettant la synchronisation respiratoire de la plate-forme mobile en utilisant le système RPM... 148

Figure 68: Illustration du montage expérimental permettant la synchronisation respiratoire de la plate-forme Quasar en utilisant le spiromètre. ... 149

Figure 70: Expression du pourcentage de différence entre les CRmouvNS et les CRstat en fonction de l’amplitude relative, pour des acquisitions du fantôme PTW en mode 2D et en mode 3D... 155 Figure 71: Comparaison entre des images TDM non 4D et TDM 4D acquises avec le fantôme PTW présentant un

mouvement de 3 cm.... 157 Figure 72: Images réalisées en mode 2D, sans mouvement, avec mouvement non 4D et 4D. ... 158 Figure 73: Images réalisées en mode 3D, sans mouvement, avec mouvement non 4D et 4D. ... 158 Figure 74: Comparaison des ER sur l'activité volumique maximale obtenue à partir d'acquisitions 4D (découpage temporel de 6 bins) avec le spiromètre et le RPM, pour les modes 2D et 3D, pour une amplitude de déplacement de 2 cm (figure A) et de 3 cm (figure B). ... 162 Figure 75 Comparaison des ER sur l'activité volumique maximale obtenue à partir d'acquisitions 4D (découpage temporel de 8 bins - figures A et B - et 10 bins – figures C et D) avec le spiromètre et le RPM, pour les modes 2D et 3D, pour une amplitude de déplacement de 2 cm (figures A et C) et de 3cm (figures B et D)... 163 Figure 76: Expression du rapport signal sur bruit en fonction du diamètre des sphères et du découpage temporel. ... 164 Figure 77: Variation des volumes mesurés en fonction du seuil appliqué... 165 Figure 78: Variation du seuil idéal en fonction du volume des sphères, pour différentes amplitudes de mouvement et pour des acquisitions réalisées avec le système RPM et le SpiroDynr’X. ... 167 Figure 79: Images TEP 4D réalisées avec le SpiroDynr’X, avec un découpage temporel de 6 bins. ... 168 Figure 80: Images TEP 4D réalisées avec le système RPM, avec un découpage temporel de 6 bins. ... 169 Figure 81 : Comparaison des ER sur l’activité volumique maximale obtenue à partir d’acquisitions TEP 4D (en mode 3D), avec des découpages temporels de 6, 8 et 10 bins, pour des cycles irréguliers... 170 Figure 82: Comparaison des coefficients de corrélation des volumes pour des acquisitions TEP 4D réalisées avec le RPM et avec le SpiroDynr'X. ... 171

Liste des tableaux

Tableau 1: Principaux radionucléides émetteurs de positons. ... 8

Tableau 2: Caractéristiques des cristaux utilisés dans les détecteurs TEP... 19

Tableau 3: Mouvement des tumeurs pulmonaires dans les directions supéro-inférieure, antéro-postérieure et gauche-droite. 55 Tableau 4: Valeur des seuils idéaux définis sur fantôme par Yaremko et al., en fonction du type d'acquisition, du type de milieu et du volume des sphère. ... 63

Tableau 5: Caractéristiques des tumeurs pulmonaires de 92 patients ... 100

Tableau 6: Caractéristiques des sphères du fantôme PTW IEC 61675-1... 104

Tableau 7: Caractéristiques des acquisitions non synchronisées à la respiration pour les sphères de 2 mL et 14 mL. ... 107

Tableau 8: Coefficients de Variation des Coefficients de Recouvrement obtenus pour différents volumes de sphères, en mode 2D et 3D. ... 109

Tableau 9: Coefficients de recouvrement obtenus pour des acquisitions non synchronisées à la respiration, pour les sphères de 2mL et 14mL... 110

Tableau 10: Plan expérimental des acquisitions 4D mode prospectif pour les sphères de 2 mL et 14 mL. ... 118

Tableau 11: Plan expérimental des acquisitions 4D en mode liste pour les sphères de 2 mL et 14 mL. ... 119

Tableau 12: Erreur relative absolue de l’activité volumique mesurée en fonction du nombre de bins, pour des acquisitions 4D en des sphères de 2 mL et 14 mL. ... 128

Tableau 13: Erreur Relative absolue de l'activité volumique mesurée en fonction de l'amplitude de mouvement pour la sphère de 2 mL (tableau A) et pour la sphère de 14 mL (tableau B), en mode 2D et 3D... 129

Tableau 14: Comparaison des Coefficients de Recouvrement obtenus à partir d’acquisitions en mode prospectif et en mode liste (acquisitions réalisées avec septas) ... 130

Tableau 15: Analyse statistique (test de Kruskal Wallis) de la répétitivité des mesures d’activité volumique pour des acquisitions 4D TEP acquises en mode liste. ... 131

Tableau 16: Analyse statistique (test de Kruskal Wallis) de la répétitivité des mesures de volumes pour des acquisitions 4D TEP acquises en mode liste. ... 132

Tableau 17: Protocole expérimental suivi pour les acquisitions 4D TEP-TDM du fantôme PTW en mouvement... 151

Tableau 18 : Coefficient de Recouvrement pour chaque sphère du fantôme PTW, pour des acquisitions en mode 2D et 3D, selon différentes amplitudes de mouvement... 160

Introduction

Les mouvements involontaires des patients dont ceux liés à la respiration, les battements du cœur, la contraction des muscles squelettiques et le tractus gastro-intestinal gênent la précision de l’imagerie médicale car ils induisent un flou dans les images. Dans le cas des mouvements respiratoires, on observe bien évidemment le déplacement des poumons dans les 3 dimensions mais également celui des seins, de l’œsophage, du foie, du pancréas et des reins (Keall et al., 2006).

En Tomographie par Emission de Positons (TEP), cet effet de flou est d’autant plus important que la résolution temporelle de cet examen est mauvaise, c’est-à-dire qu’il faut plusieurs minutes d’acquisition pour obtenir une image. Ainsi, l’acquisition des images TEP se fait sur plusieurs cycles respiratoires. On observera donc dans les régions soumises aux mouvements, un étalement des lésions détectées ainsi qu’une diminution du taux de fixation des tumeurs.

Ceci nuit à l’utilisation des images TEP qui sont couramment employées pour le bilan d’extension, pour l’évaluation précoce de la réponse à un traitement et pour la planification en radiothérapie de nombreux cancers dont les cancers bronchiques. L’évaluation de l’efficacité thérapeutique et la définition du volume cible en radiothérapie imposent une analyse quantitative de l’activité et du volume.

Pour résoudre les imprécisions liées au mouvement, on a recours à une technique qui est couramment appelée synchronisation. Cette technique est connue depuis longtemps pour la synchronisation des images scintigraphiques du cœur au mouvement de celui-ci ; l’origine de la synchronisation étant alors le signal ECG.

Dans le cas de la prise en compte des mouvements respiratoires, le cycle respiratoire du patient est enregistré en simultané des données TEP et TDM, ce qui permet un reclassement de ces données en fonction du moment du cycle où elles ont été acquises ; on parle alors d’imagerie 4D.

La mise en œuvre de la synchronisation respiratoire est complexe et requiert la coopération du patient. L’enregistrement du « signal respiratoire » du patient repose la plupart du temps sur des mesures de variation de déplacement uni ou bidimensionnel de la cage thoracique.

Le travail présenté ici s’inscrit dans un programme de recherche baptisé « Cohérence », labellisé par le Pôle de Compétitivité Cancer Bio-Santé.

Il a pour objectifs :

- De mettre au point un système de synchronisation respiratoire basée sur la mesure des volumes d’air échangé (spirométrie) afin d’obtenir une datation des images TEP et TDM non seulement par unité de temps mais par unité de volume,

- D’optimiser le traitement du signal TEP et TDM afin de réduire les temps d’acquisition et d’améliorer la statistique de comptage des images TEP synchronisées,

- D’évaluer cliniquement la tolérance de cette nouvelle technique de TEP synchronisée grâce à la spirométrie puis son impact clinique.

Pour cela, un partenariat entre plusieurs entités a été mis en place : - Institut Claudius Regaud (ICR),

- Institut de Recherche en Informatique de Toulouse (IRIT),

- Société Dyn’R, fabriquant du spiromètre et la société ISP System (ISP),

- Société General Electric HealthCare (GEHC), constructeur du TEP-TDM ainsi que de la plateforme logicielle utilisés dans ce projet.

Ce travail de thèse s’intéresse au cas du cancer pulmonaire pour lequel l’examen TEP-TDM a une place importante dans leur prise en charge. Nous avons étudié uniquement la synchronisation respiratoire en TEP (« TEP 4D »).

Nous nous sommes attachés tout d’abord à définir les indications de l’imagerie TEP 4D ; ceci avait pour but d’obtenir des critères de sélection facilement applicables en clinique.

Nous verrons au cours de la revue bibliographique qu’il n’existe pas vraiment de consensus quant à des paramètres optimaux pour l’acquisition des données TEP 4D. C’est pourquoi la seconde partie de ce travail a consisté à étudier l’ensemble des paramètres pouvant influer sur l’exactitude des données TEP 4D.

L’objectif principal du projet « Cohérence » est de développer un système de synchronisation respiratoire basé sur des mesures spirométriques. La comparaison de données TEP 4D réalisées à partir d’un spiromètre modifié d’une part, ainsi que d’un dispositif de synchronisation respiratoire de référence, a été réalisée dans la dernière partie de ce travail.

Au terme de ce travail, nous disposons donc d’une plateforme permettant de comparer deux systèmes de synchronisation en TEP. Ce travail se poursuit maintenant au travers d’un projet porté par une entreprise (ISP system) financé par le Fond Unique Interministériel (FUI).

Les différents partenaires, GEHC, ISP System, ICR et IRIT, organisés en consortium, travaillent maintenant sur la synchronisation du TDM et le traitement du signal pour obtenir des données TEP-TDM corrigées des mouvements respiratoires.

Dans une première partie, nous allons exposer l’état de l’art sur la thématique abordée : nous énoncerons les principes généraux de la tomographie par émission de positons, puis nous aborderons les conséquences des mouvements respiratoires sur le déplacement des tumeurs. Enfin, nous verrons comment ces mouvements respiratoires sont pris en compte lors de l’acquisition d’images TEP-TDM.

Dans le chapitre 2, nous allons définir les conditions d’utilisation de la synchronisation respiratoire et nous étudierons les principaux paramètres pouvant influer sur la quantification du signal des images TEP synchronisées à la respiration.

Enfin, dans le chapitre 3, à partir d’un montage expérimental le plus proche possible de la clinique, nous comparerons les données TEP synchronisées à la respiration, obtenues avec deux dispositifs de synchronisation respiratoire : le système RPM et le SpiroDynr’X.

I. Généralités

Nous allons aborder dans ce premier chapitre :

• Des généralités sur la tomographie par émission de positons, en détaillant ses principes généraux, les étapes dans la création d’images ainsi que la quantification du signal,

• La difficulté dans la prise en charge des cancers pulmonaires du fait des mouvements respiratoires auxquels ils sont soumis.

• Les solutions techniques et méthodologiques pour la prise en compte des mouvements respiratoires lors de l’acquisition des images TEP TDM.

I - La tomographie par émission de positons.

I. A.

Principes généraux.

I. A. 1. Définition

La Tomographie par Emission de Positons (TEP) est une modalité d’imagerie de médecine nucléaire. On entend par « médecine nucléaire » toute utilisation de radiopharmaceutique pour le diagnostic ou le traitement de pathologies. Le terme de « médicament radiopharmaceutique » regroupe toutes les molécules marquées avec un atome radioactif ciblant une fonction ou un métabolisme précis.

Sur le plan diagnostique, la médecine nucléaire permet de réaliser des images fonctionnelles après injection d’un médicament radiopharmaceutique au patient. Le but de ces examens est de visualiser et souvent d’estimer la fixation du médicament radiopharmaceutique dans un organe d’intérêt ou dans une tumeur.

Après avoir été utilisée quasi-exclusivement dans le domaine de la recherche en neurologie, la TEP a connu récemment un grand développement en oncologie. Les progrès de l’informatique et des systèmes de détection permettent en effet l’exploration du corps entier. Les principales applications de le TEP en oncologie sont :

• Réalisation d’un bilan d’extension,

• Définition des volumes cibles en radiothérapie (Gregoire et al., 2007), • Evaluation précoce de la réponse à un traitement (Shankar et al. 2006), • Recherche de récidive. (Townsend et al., 2004).

I. A. 2. La radioactivité

β

Comme son nom l’indique, en imagerie TEP le radiopharmaceutique utilisé est marqué avec un émetteur de positons.

Les positons constituent l’antimatière des électrons, ils possèdent la même masse mais sont de charge opposée.

Les émetteurs de positons sont caractérisés par des noyaux instables qui ont un excès de charges positives dans leurs noyaux. Ils pourront retrouver leur état stable après transformation d’un proton en neutron. Cette désintégration qui s’accompagne de l’émission d’un positon est appelée radioactivité β+

ν

β

+

+

→

p

n

Équation 1: Principe de la radioactivité β+_.

Il existe plusieurs émetteurs de positons, que nous pourrons caractériser en fonction de leur énergie maximale (Emax), leur demi-vie (T1/2 ) ainsi que leur libre parcours moyen (Rmoy) dans l’eau

(cf. table 1). Le libre parcours moyen est défini comme la distance moyenne entre l’émission du positon et le phénomène d’annihilation. Pour un même milieu, ce libre parcours moyen dépend de l’énergie du positon émis. (Bailey et al, 2003)

Radionucléide Emax (MeV) T1/2(min) Rmoy (mm) 11 C 0,959 20,4 1,1 13_{N 1,197 9,96 1,5} 15 O 1,738 2,03 2,5 18_{F 0,633 109,8 0,6} 68_{Ga 1,898 68,3 2,9}

Tableau 1: Principaux radionucléides émetteurs de positons.

I. A. 3. Le FluoroDésoxyGlucose marqué au Fluor 18 :

F-FDG.

a.

Biologie du

F-FDG.

(Kelloff et al., 2005) (Mamede et al., 2005)

En oncologie, le radiopharmaceutique le plus utilisé actuellement en TEP est le FluoroDésoxyGlucose (FDG), un analogue du glucose où un groupement hydroxyle (OH) a été remplacé par du 18F. Cette molécule de 18F-FDG possède les mêmes caractéristiques que la molécule mère de glucose.

Les cellules cancéreuses ont de grands besoins énergétiques et présentent donc un métabolisme glucidique accru par rapport aux cellules saines. Il existe deux grandes voies de production d’énergie à partir du glucose : la phosphorylation oxydative et la glycolyse. Dans les cellules saines et en milieu aérobie, la production d’énergie est assurée en grande partie par la phosphorylation oxydative. En absence d’oxygène, la glycolyse devient prédominante. Il a été montré par Warburg que les cellules cancéreuses utilisaient la glycolyse pour produire leur énergie, quelles que soient les conditions en oxygène.

En plus de l’augmentation métabolique glucidique, une augmentation de la fixation du glucose dans les cellules a été mise en évidence. La voie d’entrée du glucose la plus importante dans les cellules est réalisée par des transporteurs membranaires appelés GLUT ; il y a à ce jour cinq sous types identifiés de 1 à 5.

Une augmentation de l’expression de GLUT-1 a été mise en évidence dans de très nombreux cancers (cancer bronchique, du sein, de l’ovaire, mélanome, du colon, de l’œsophage, des voies aérodigestives supérieures).

Il a été également rapporté une augmentation de l’activité de l’hexokinase qui catalyse la première étape de phosphorylation de la glycolyse des cellules tumorales.

Le 18F-FDG va suivre le même chemin que le glucose : il sera capté par les transporteurs GLUT-1. Ensuite, sous l’action des hexokinases il sera transformé en 18F-FDG-6-phosphate. Contrairement au glucose, le 18F-FDG-6-phosphate ne pourra pas subir les autres étapes de la glycolyse de par sa composition différente du glucose. Il ne pourra pas diffuser à l’extérieur de la cellule tant que la déphosphorylation n’a pas eu lieu (phénomène relativement lent par rapport à la demi-vie du 18F), et restera donc capturé à l’intérieur de la cellule suffisamment longtemps pour permettre de faire de l’imagerie. (Kelloff et al., 2005)

Le transport et métabolisme du 18F-FDG sont représentés dans la figure ci-dessous.

Figure 1: Transport et métabolisme du 18_{F-FDG. (D’après Kelloff et al., 2005)}

Il y a un lien entre l’intensité de la fixation tumorale mesurée en TEP et l’activité glycolytique tumorale. Ainsi, il a été mis en évidence pour les cancers pulmonaires une corrélation entre l’intensité de la fixation du 18F-FDG et des niveaux d’expression des transporteurs du glucose GLUT-1 et de l’hexokinase 2. (Mamede et al., 2005)

b.

Cinétique de fixation du

F-FDG.

Les recommandations concernant l’activité de 18F-FDG à injecter aux patients sont les suivantes : de 100 à 400 MBq pour l’adulte de 70 kg (données fournies par l’industriel). Il faudra bien évidemment adapter cette posologie pour les enfants.

En règle générale, le patient est au repos pendant une heure après injection du 18F-FDG, car c’est la durée moyenne à partir de laquelle on considère que la fixation tumorale du 18F-FDG a atteint son plateau. Ce repos est nécessaire afin d’éviter une activité musculaire inutile qui entraînerait des fixations de 18F-FDG.

Il a été cependant rapporté par plusieurs auteurs que la fixation maximale n’était pas forcement atteinte au bout d’une heure de repos. Shankar et al. ont mis en évidence des courbes de fixation dont le plateau n’était toujours pas atteint après cinq heures de repos (cf. figure 2). (Shankar et al. 2006)

Figure 2: Courbe de fixation du 18_{F-FDG dans le temps pour 16 patients présentant un nodule pulmonaire}

isolé. (D’après Shankar et al, 2006)

Ceci justifie l’utilisation de protocole d’acquisition spécifique dans le cas où une mesure précise de l’activité métabolique tumorale est nécessaire.

c.

Fixation du

F-FDG

Le 18F-FDG n’est pas spécifique uniquement des cellules cancéreuses ; en effet, les récepteurs GLUT sont également présents à la surface de cellules saines qui ont une activité glucidique. (Cook et al., 1999)

Les fixations physiologiques du 18F-FDG sont les suivantes : - système nerveux central : cerveau et la moelle épinière

- cardiovasculaire: fixation variable du ventricule gauche, mais plus élevée que celle du ventricule droit

- système urinaire à cause de l’élimination rénale du 18F-FDG

- système gastro-intestinal : fixation variable de l’estomac et du colon, au niveau des parois musculaires.

Dans certaines situations, d’autres foyers de fixation peuvent apparaître :

• Si le patient a fait de l’exercice avant l’examen, des fixations au niveau des muscles squelettiques pourront apparaître : c’est pourquoi il est généralement demandé au patient de ne pas faire d’exercice le jour précédent l’examen. Ces fixations pourront également être observées chez des patients stressés qui contracteront de façon involontaire certains muscles.

• En présence de pathologies bénignes : le 18F-FDG va s’accumuler dans les tissus inflammatoires, à cause de l’activité accrue des macrophages et des lymphocytes. Ces fixations pourront rendre difficile l’interprétation des examens et même générer des cas de « faux positifs » des examens TEP.

Il faudra également être prudent lors de l’utilisation de cette molécule chez des patients diabétiques.

I. A. 4. La détection en coïncidence.

L’imagerie TEP repose sur la détection en coïncidence de deux photons de 511 keV issus d’une annihilation entre un positon et un électron du milieu.

a.

Phénomène d’annihilation.

Après avoir perdu la plus grande partie de son énergie cinétique, le positon interagit avec un électron des tissus et les deux particules s’annihilent : par conservation de l’énergie et de la quantité de mouvement, deux photons d’annihilation de 511 keV (énergie de masse d’un électron au repos) sont alors émis simultanément à 180° (+/- 0,5°), l’un par rapport à l’autre (cf. figure 3 page 12). Un défaut de colinéarité peut être observé lorsque le positon n’a pas perdu toute son énergie cinétique, ce qui peut être un facteur limitant en termes de résolution spatiale. (De Dreuille et al, 2002)

Figure 3: Phénomène d'annihilation (De Dreuille et al, 2002)

b.

Principe de la détection en coïncidence.

Les deux photons de 511 keV seront détectés en coïncidence par un anneau de détecteurs. En pratique, les deux photons n’arrivent pas exactement de façon simultanée sur les deux détecteurs opposés, mais avec un intervalle de temps de quelques nanosecondes.

Pour détecter les évènements en coïncidence, on détermine une « fenêtre de coïncidence » de durée égale à 2τ, sachant que τ varie selon les tomographes et leurs cristaux entre 2 et 6 ns.

En effet, l’arrivée d’un photon dans un canal du système de détection en coïncidence va entraîner l’ouverture d’une fenêtre temporelle de largeur « 2τ » et si deux fenêtres sont ouvertes en même temps au niveau de détecteurs opposés, une coïncidence est enregistrée. Ceci signifie donc aussi que si une fenêtre temporelle est ouverte à l’instant t, une coïncidence pourra être enregistrée dans l’intervalle t+/-2τ.

La fenêtre de coïncidence totale (2τ) des tomographes possédant des cristaux de BGO est d’environ 12 ns. (Bailey et al., 2003)

Cette détection des deux photons de 511 keV dans la fenêtre de coïncidence égale à 2τ est représentée dans la figure ci-dessous.

Figure 4: Représentation de la détection en coïncidence. Le signal A entraîne l’ouverture de la fenêtre de coïncidence de durée égale à 2τ. L’amplitude des signaux issus des détecteurs est exprimée en Volts. (D’après Bailey et al., 2003)

c.

Notions d’évènement unique, de coïncidence vraie, fortuite et diffusée.

Nous allons faire appel à de nombreuses reprises dans ce manuscrit aux notions d’évènements uniques, de coïncidences vraies, fortuites ou diffusées.

• Evènement unique.

Un évènement unique ou « single » est enregistré lorsqu’un photon de 511 keV arrive sur un détecteur, sans aucune discrimination temporelle.

• Coïncidences vraies.

L’enregistrement d’une coïncidence vraie correspond à l’arrivée sur deux détecteurs opposés de deux photons d’annihilation, dans la fenêtre de coïncidence (cf. figure 5). Dans un système idéal, seul ce type de coïncidence devrait être enregistré.

Figure 5: Représentation d’une coïncidence vraie. La droite reliant a et b, dite « ligne de réponse » passe par le lieu d’émission.

• Coïncidence fortuite.

Ces coïncidences dites « accidentelles » « hasardeuses » ou « fortuites » correspondent à la détection d’une paire de photons de 511 keV issus de deux annihilations différentes (cf. figure 6). Ces coïncidences perturbent le signal et donc sa détection.

Figure 6: Représentation d’une coïncidence fortuite. Les évènements a et b sont détectés dans la fenêtre de coïncidence. Le système les associe à une droite sur laquelle se situe en théorie le lieu d’émission, ce qui n’est pas le cas ici.

a

b

a

Ce phénomène peut se produire du fait du principe même de la fenêtre temporelle utilisée pour détecter les coïncidences vraies. Cette fenêtre temporelle a une largeur finie qui pourra dans certains cas enregistrer comme coïncidence l’arrivée sur 2 détecteurs opposés de 2 photons ne provenant pas de la même annihilation.

On peut démontrer que le nombre de coïncidences fortuites est directement corrélé au taux de comptage.

( )

xy

S

S

r

=

2

τ

Équation 2: Calcul du nombre de coïncidences fortuites.

Avec :

rxy : taux des coïncidences fortuites entre les détecteurs x et y

sx : évènements uniques détectés sur le détecteur x

sy : évènements uniques détectés sur le détecteur y

2τ : largeur de la fenêtre de coïncidence.

• Coïncidence diffusée.

(Thompson et al, 1993, Meikle et al., 2003)

Lors d’une annihilation, il y a de fortes chances qu’un des 2 photons subisse une diffusion soit dans le corps du patient, soit dans le détecteur (cf. figure 7). Cette diffusion sera principalement le résultat d’une interaction Compton entre le photon de 511 keV et un électron des orbitales périphériques des atomes constituant le milieu traversé. La trajectoire initiale du photon sera donc déviée et il perdra une partie de son énergie. Ceci se traduira par un mauvais positionnement des photons sur les lignes de réponse.

Figure 7: Représentation d’une coïncidence diffusée. Dans ce cas aussi, le point d’émission n’est pas situé sur la ligne de réponse.

I. A. 5. Technologie actuelle

(Seemann et al., 2004)

La tendance actuelle est aux machines bimodales permettant de coupler un TEP avec un tomodensitomètre (TDM).

Le TEP possède une grande sensibilité, mais fournit des images manquant de repères anatomiques. La haute résolution du TDM et sa capacité à visualiser l'ensemble des tissus permettent de résoudre ce problème. De plus, comme nous le verrons plus tard, la cartographie volumique des densités fournie par la TDM est utilisée pour réaliser la correction d’atténuation

I. B.

Création d’images TEP-TDM.

La réalisation des images pourra être divisée en deux grandes parties : la première étape sera l’acquisition des données. Ensuite il faudra produire des images à partir de ces données : c’est la reconstruction d’image.

I. B. 1. Acquisition des données.

a.

Données TEP

Les données sont enregistrées sous forme de « lignes de réponse » entre des détecteurs opposés. Elles forment des « projections », c’est à dire une vue de l’objet exploré selon un axe perpendiculaire aux lignes de réponse. L’ensemble des projections vues sous différentes angulations constituera un sinogramme (cf. figure 8)

Figure 8: Etapes de fabrication du sinogramme.

Les données TEP sont acquises grâce à un ensemble de détecteurs répartis sur 360° pour les machines actuelles. Nous allons détailler dans le paragraphe suivant les unités de détections de la TEP.

Projection Ligne de réponse

Sinogramme

i. Ensemble de détection TEP : l’exemple du DST (GEHC, Waukesha, USA).

Le travail présenté dans les chapitres 2 et 3 a été réalisé sur un TEP-TDM Discovery ST dont nous allons faire une rapide description de l’ensemble du module de détection TEP.

La détection du signal est réalisée grâce à un ensemble d’unités de détection constituées d’un tube photomultiplicateur et d’un cristal scintillant.

Chaque tube photomultiplicateur est associé à un cristal découpé sur la moitié de sa hauteur afin de constituer un ensemble de petits éléments de détection (pixellisation en 6 x 6) : ceci compose un bloc de détecteur, de dimension 36 x 30 x 30 mm3.

Les blocs de détecteurs sont assemblés en modules de détection. L’anneau de détection est composé de 35 modules. Cet assemblage est représenté dans la figure ci-dessous.

Figure 9: Architecture du détecteur TEP.

Les données TEP sont acquises par « pas » ce qui correspond sur cette machine à 24 coupes physiques ainsi que 23 coupes interpolées, soit 47 coupes par pas au total pour une épaisseur de coupe de 3,27 mm. Cela est indépendant du mode 2D ou 3D.

Nous allons décrire l’unité de détection : l’ensemble cristal et photomultiplicateur. Nous verrons ensuite comment le signal est sélectionné grâce à la sélection spectrométrique et la collimation physique.

Le tomographe par émission de positons est une caméra à scintillation. Il est composé d’un ensemble de détecteurs permettant de convertir l’énergie des photons d’annihilation en un signal électrique.

Bloc de détecteur Cristal Tube photomultiplicateur X 8 Module de détection X

Les photons de 511 keV vont interagir avec un cristal inorganique (le scintillateur) qui émettra des photons visibles, de façon proportionnelle à l’énergie déposée dans le cristal.

Une partie des photons visibles parvient à la surface d’entrée d’un photomultiplicateur (PM) après passage au travers d’un guide de lumière assurant un couplage optique. Un photomultiplicateur est composé d’un tube à vide en verre présentant en fenêtre d’entrée une photocathode qui transformera les photons visibles en photoélectrons.

Ces derniers seront alors dirigés vers un système de dynodes de potentiel croissant, qui permettra d’amplifier le nombre d’électrons. Le flux d’électrons atteindra l’anode, ce qui déclenchera une impulsion électrique proportionnelle au dépôt d’énergie dans le cristal. (Bailey et al, 2003)

L’ensemble du bloc de détection est représenté dans la figure ci-dessous.

Figure 10: Bloc de détection TEP composé d'un scintillateur couplé à un photomultiplicateur.

Les cristaux scintillants devront posséder un certain nombre de caractéristiques afin d’être utilisés en imagerie TEP (Melcher et al, 2000). Il doit posséder :

• une densité ainsi qu’un numéro atomique élevés pour une bonne détection des photons d’énergie élevée,

• un temps de décroissance lumineuse court qui conditionnera la résolution temporelle du système, en permettant une bonne discrimination des photons arrivés dans la fenêtre temporelle de coïncidence,

• une bonne efficacité de conversion lumineuse, c’est à dire une production importante de photons lumineux par rayonnement gamma détecté (photofraction),

• une émission de photons lumineux de longueur d’onde proche de 400 nm afin d’être en bonne compatibilité avec la sensibilité de la photo cathode du PM,

• une bonne transparence à sa propre émission lumineuse, • un caractère non hygroscopique.

Tableau 2: Caractéristiques des cristaux utilisés dans les détecteurs TEP (D’aprés Lewellen, 2008). * principaux cristaux utilisés dans les TEP cliniques.

Le NaI(Tl) a longtemps été le cristal de référence grâce à son rendement lumineux très élevé. Cependant, à cause de sa faible densité, il est plus adapté à la détection des photons de moins de 200 keV, donc à la tomographie par émission monophotonique utilisant des radionucléides émetteurs de photons de basse énergie tels que le 99mTc. De plus, il présente l’inconvénient d’être hautement hygroscopique.

Il a donc été supplanté pour la détection en coïncidence par le BGO qui, malgré un faible rendement lumineux, présente des caractéristiques intéressantes dont notamment une densité ainsi qu’un numéro atomique plus élevés. En effet, ceci permet d’obtenir une probabilité d’interaction des photons de 511 keV plus élevée et donc une meilleure sensibilité globale garantissant une durée d’examen correcte. Le tomographe que nous utiliserons pour réaliser nos acquisitions de données dispose de ce type de cristal.

La tendance actuelle est au développement des cristaux de LSO et de LYSO, qui possèdent comme principal avantage une constante de décroissance lumineuse de 40 ns. Ces performances temporelles permettront en particulier de réduire le taux de coïncidences fortuites.

La sélection spectrométrique

A la sortie du photomultiplicateur, les photons détectés seront répartis selon un spectre en énergie. Ces photons pourront avoir subi des interactions dans le corps humain ou dans le cristal, selon deux principaux effets dans la gamme d’énergie considérée et pour ces milieux : l’effet Compton et l’effet photoélectrique. Les photons ayant subi une diffusion Compton auront une énergie plus faible que celle du photon initial (511 keV).

*

Cette sélection spectrométrique ne fonctionne pas de façon aussi idéale en raison des défauts inhérents au cristal dont notamment sa mauvaise résolution en énergie

La capacité du détecteur à évaluer de façon précise l’énergie déposée dans le cristal est exprimée par la résolution en énergie, qui représente le rapport de la largeur à mi hauteur du pic divisée par l’énergie du pic (cf. figure 11). Pour le BGO, la résolution en énergie est aux alentours de 20%.

Figure 11: Expression de la résolution en énergie. Elle correspond à la largeur à mi-hauteur du pic divisée par l’énergie du pic (D’après Bailey et al, 2003).

Collimation physique.

La présence ou non d’anneaux de plomb ou de tungstène appelés « septas », positionnés entre les différentes couronnes de détecteur, permet de définir deux modes d’acquisition de données TEP : les modes 2D et 3D.

Les images obtenues seront toujours des volumes en 3D, mais on distinguera le cas où les septas sont présents (mode 2D) de celui où ils sont absents (mode 3D).

En mode 2D, seules les lignes de réponse entre deux détecteurs d’une même couronne de détecteurs (plans directs) ou de couronnes adjacentes (plans croisés) sont acceptées. (cf. figure 12 page 21)

Figure 12: Comparaison mode 2D (à gauche) et mode 3D (à droite) (D’après Zaidi, 2006).

L’absence de septa permet d’accepter un plus grand nombre de lignes de réponse. La sensibilité du système sera plus importante que pour le mode 2D : elle augmentera d’un facteur 5 à 7 (Lodge et al, 2005), ce qui se traduira par un meilleur rapport signal sur bruit.

Cependant, simultanément à cette amélioration du taux de comptage, on observera également une augmentation du rayonnement diffusé et des coïncidences aléatoires. La fraction du diffusé pourra atteindre 40 à 50% en 3D alors qu’elle n’est que de 10 à 20% en 2D (Cherry et al, 1991). Ceci est directement lié aux photons qui arrivent de l’extérieur du champ de vue ainsi que hors du plan transaxial.

Pendant longtemps cette technique d’acquisition en mode 3D a été réservée pour les explorations du cerveau (Cherry et al, 1993) et les études visant à comparer le mode 2D et 3D pour des examens corps entiers ont donné des résultats très hétérogènes.

Il ressortait de ces études que le 3D n’était pas adapté pour des patients obèses (indice de masse corporelle supérieure à 30) à cause de l’importance du diffusé dans ces cas là, ainsi que pour les lésions inférieures à 10 mm (Komar et al, 2009).

Cependant, avec l’utilisation récente en TEP de cristaux tels que le GSO et le LSO, ainsi que d’algorithmes de reconstruction itératifs intégrant les corrections des aléatoires, des diffusés et de l’atténuation dans l’algorithme de reconstruction d’image, les études tendent à montrer une préférence du mode 3D sur le 2D en terme de qualité d’image visuelle, ainsi que de quantification du signal (Visvikis et al., 2004a, Komar et al., 2009, Bettinardi et al., 2007).

ii. Performances d’un tomographe.

Compte tenu de la diversité des solutions technologiques mises en oeuvre dans les différents TEP utilisés en clinique, il a été nécessaire de définir des critères standards d’évaluation des performances, essentiellement dans un but d’assurer et de contrôler la qualité des examens.

Les normes IEC-61675-1 (Commission Electronique Internationale), IEC-61948-3 ainsi que le standard industriel NEMA NU-2 2001 (National Electrical Manufacturers Association) définissent les contrôles à réaliser périodiquement, en plus des contrôles qualités quotidiens, afin de s’assurer des performances du tomographe.

Nous pouvons citer les principaux tests:

- Le calibrage du tomographe.

Il permet de calculer un facteur de calibrage correspondant au rapport entre le nombre d’événements détectés par le tomographe et le nombre d’événements effectifs. C’est un paramètre important car il permet de convertir un nombre d’évènements détectés par voxel en une activité volumique de

18

F-FDG, ce qui est la première étape d’une analyse quantitative de l’activité glycolytique en TEP. Ce calibrage est réalisé à partir de l’acquisition d’images d’un fantôme cylindrique rempli avec une solution aqueuse homogène de 18F-FDG dont l’activité est connue.

Une étape préalable de normalisation est nécessaire : elle permet de corriger les différences de sensibilité entre les différents cristaux. Pour cela, une acquisition longue (environ 12 heures) avec une source linéique de 68Ge interne au TEP est effectuée.

- La résolution spatiale.

Elle permet d’estimer la capacité d’un imageur à détecter les objets de petite taille. Elle est caractérisée grâce à la Fonction de Dispersion Ponctuelle qui est déterminée en réalisant l’image d’une source ponctuelle. La résolution spatiale correspond à la largeur à mi-hauteur du profil de cette source ponctuelle et est exprimée en millimètres.

Figure 13: Mesure de la résolution spatiale (RS) d'un tomographe. Acquisition des images de sources ponctuelles placées à différentes localisations dans le champ de vue du tomographe (à gauche), et calcul de la largeur à mi-hauteur des profils obtenus (à droite) pour déterminer la RS (D’après Bailey et al., 2003).

La résolution spatiale (RS) dépend de paramètres intrinsèques comme la géométrie du détecteur, le pouvoir d’arrêt du cristal scintillant, les paramètres de reconstruction d’image.

Elle dépend aussi de paramètres aléatoires, parmi lesquels nous pouvons citer : le défaut de colinéarité des photons d’annihilation, l’angle incident du photon sur le détecteur et la profondeur d’interaction du photon dans le détecteur. La résolution spatiale varie selon la position dans le champ de vue du détecteur et sa valeur moyenne se situe aux alentours de 5 millimètres.

La RS permet de définir la taille de pixel minimale à utiliser, de façon à satisfaire le théorème de Shannon. Ce théorème stipule que pour restituer correctement un signal, il faut que sa fréquence d’échantillonnage soit au moins égale à deux fois celle du signal échantillonné. Pour respecter ce théorème dans le cas d’une résolution spatiale de 5 mm, la taille des pixels doit donc être inférieure à 2,5 mm, ce qui est le cas pour le Discovery ST (2,37 mm).

- Les coefficients de recouvrement

Ils évaluent l’aptitude du tomographe à quantifier le signal en fonction de la taille des lésions. Les coefficients de recouvrement (CR) d’une structure correspondent à l’activité mesurée dans cette structure, divisée par l’activité théorique.

- La sensibilité du tomographe

Elle mesure le taux de vraies coïncidences pour une source radioactive de distribution donnée.

- La caractérisation du taux de comptage

Elle permet d’évaluer les déviations de la relation linéaire entre le taux de coïncidences vraies et l’activité, d’estimer ainsi le nombre d’évènements perdus. Ceci aura pour but également une étude du comportement du tomographe en présence d’un haut taux de comptage.

- La fraction du diffusé

Elle détermine la sensibilité du système au rayonnement diffusé.

- Le contrôle de la correction d’atténuation dont nous parlerons dans le chapitre 1C1b page 40.

Les performances du Discovery ST ont été étudiées en appliquant ces normes, dans la littérature (Mawlawi et al., 2004) mais aussi sur notre dispositif (cf. annexe 2 et 3).

Notons que certains de ces tests n’ont pas pu être réalisés, du fait des grandes activités de 18F-FDG demandées.

Comme nous l’avons expliqué précédemment, à l’heure actuelle les caméras TEP sont principalement des machines hybrides, couplées avec un tomodensitomètre (TDM). Le paragraphe qui suit est une description du TDM.

b.

Le tomodensitomètre.

i. Principe. (Lisbona A., 2002)

La tomodensitométrie est une méthode de diagnostic radiologique tomographique, permettant d'obtenir des coupes transversales, reconstruites à partir de la mesure du coefficient d'atténuation du faisceau de rayons X (RX) dans le volume étudié.

Le faisceau de RX sera atténué lors de la traversée du corps, en fonction de la densité et de l’épaisseur des structures traversées.

(

)

e

I

I

=

Équation 3: Atténuation d'un faisceau monochromatique par un objet de densité uniforme.

Avec :

I0 = flux de RX à l’entrée

I= Flux de RX à la sortie

µ = coefficient d’atténuation linéique du milieu L= épaisseur du milieu traversé

La mesure des coefficients d’atténuation constitue la mesure de base en scanographie.

A partir de cette dernière, il sera possible de calculer les unités de Hounsfield (UH), qui coderont les images TDM.

1000

*

UH

µ

µ

µ

−

=

ii. Technologie.

Ce tube sous vide poussé comprend 2 principaux éléments : une anode et une cathode.

La cathode constituée par un filament de tungstène sera la source d’émission des électrons qui seront accélérés par une tension accélératrice et iront frapper l’anode. Il en résultera une production de rayons X qui sortiront du tube par une fenêtre de sortie. Le faisceau de RX sera ensuite filtré et collimaté.

Lors d’un examen TDM, on pourra influer sur :

- Le réglage de la tension accélératrice (de 80 à 140 kV) ce qui permettra de contrôler la quantité et l'énergie des rayons X produits.

- L'intensité (mA) et le temps de pose (ms) qui contrôlent le flux de RX.

- Le temps de rotation du tube à RX. Il est en général compris entre 0,5 s et 0,8 s. Il conditionnera la résolution temporelle du TDM, qui correspond au temps d’acquisition d’une séquence.

Ces détecteurs solides transforment les rayons X en signal électrique.

Les photons X sont absorbés par un scintillateur (céramiques de terre rares). Ils sont ensuite convertis en photons lumineux qui eux mêmes seront convertis en signal électrique par l’intermédiaire d’une photodiode. Ces détecteurs présentent une efficacité de détection proche de 100%.

On pourra distinguer les TDM monocoupe avec lesquels une seule coupe sera acquise par rotation de tube, des TDM multicoupes, qui permettront d’acquérir plusieurs coupes par rotation de tube (cf. figure 14A page 26)

Pour les TDM multicoupes, le nombre de coupes acquises par rotation de tube ainsi que leur épaisseur dépendra de la façon dont est divisé le détecteur, et de la collimation que l’on appliquera au faisceau de RX (cf. figure 14B page 26)

Figure 14: (A) Différences entre un TDM monocoupe et multicoupes – (B) Détecteurs multicoupes, avec 2 collimations de faisceau différentes (D’après « Biophysique pour les sciences de la vie et de la santé », Xavier Marchandise, éditions Omniscience, 2006) .

Techniques.

Les premières générations de TDM permettaient seulement de faire des examens « séquentiels », de façon pas à pas : une rotation de tube, un déplacement de la table, et ainsi de suite. Ceci donnait au final des coupes non jointives.

La technique utilisée aujourd’hui est celle du TDM hélicoïdal : le tube à RX tourne de façon continue autour du lit d'examen qui se déplace à vitesse constante durant l'acquisition. Le tube à rayons X réalise ainsi un déplacement en hélice. Ceci permet d’obtenir une imagerie continue, sans gap entre deux coupes.

Figure 15: TDM séquentiel (gauche) et hélicoïdal (droite).

Avec l’arrivée du TDM hélicoïdal, une nouvelle notion de « pitch » sera introduite. Le pitch représente le rapport de l’avancée de la table pendant une rotation de tube, sur la collimation du détecteur des rayons X.

A

I. B. 2. Reconstruction des images.

Une fois les données acquises, il faudra réaliser la « reconstruction d’images ». Nous allons tout d’abord énoncer le principe général de reconstruction d’images, puis nous détaillerons les techniques appliquées à la reconstruction des données TEP et TDM.

(Buvat I. 2009, Gantet P. 2004)

a.

Principe général de reconstruction d’images.

La reconstruction d’image tomographique est basée sur un principe général qu’un objet peut être reproduit de façon précise à partir de projection sous différents angles (cf. figure 16).

Figure 16 : Reconstruction d’un volume à partir de plusieurs projections. (D’après Zeng et al , 2001)

Les projections seront échantillonnées en un nombre de pixels, qui déterminera l’échantillonnage initial de l’image reconstruite. En général, cet échantillonnage sera un multiple de 128 pixels.

Figure 17: Echantillonnage de l'image.

Le principe de base de la reconstruction d’images est énoncé par le théorème des projections. 128, 256 ou 512 pixels.