Imagerie en Médecine Nucléaire

(1)

Imagerie en Médecine Nucléaire

Irène Buvat U494 INSERM

CHU Pitié-Salpêtrière Paris buvat@imed.jussieu.fr

http://www.guillemet.org/irene

(2)

• Aujourd’hui Introduction

• 1895

(3)

Deux types d’imagerie

• Imagerie fonctionnelle : étude de processus biochimiques et physiologiques

scanner, IRM, ... :

haute résolution spatiale

• Imagerie morphologique : étude de l’anatomie

imagerie scintigraphique : résolution spatiale médiocre

(4)

Intérêt de l’imagerie fonctionnelle

• Imagerie fonctionnelle anormale

• Imagerie anatomique normale

(5)

Principe général de l’imagerie fonctionnelle

Etude du devenir de la molécule marquée

marqueur

Traceur caractéristique d’une fonction métabolique ou physiologique

1.

Marquage

2. 3.

(6)

Principe de l’imagerie fonctionnelle

Matière première indispensable à la fabrication des hormones thyroïdiennes : Iode

1.

Etude du devenir

de la molécule

3.

2.

Isotope : I-123

APEX

Tg radicalisée

LYSOSOME Tg non iodée

MIT T4 DIT T3 GOLGI

Partie glucidique de Tg RIBOSOME Partie protéique

de Tg BASE

SANG

I ^- I ^° COLLOIDE Tg iodée

I ^{T4 T3}

C E L L U L E

TPO

pinocytose

(7)

Les pierres d’angle

Détecteur

Traitement de l’information Radiotraceur

(8)

Radiotraceurs

• Propriétés chimiques :

- conservation des propriétés de la molécule considérée - concentration nanomolaire

- liaison forte

• Exemples de traceurs : molécules, cellules, ligands, hormones, etc couplage chimique

(9)

Radiotraceurs

• Propriétés physiques :

- nature du rayonnement émis :

- énergie du rayonnement émis : 50 - 511 keV

- période du radioisotope : qq minutes à qq dizaines d’heures

γ γ

γ ⁺

β+ β-

couplage chimique

(10)

Isotope émetteur de photons γ le plus utilisé : le Tc-99m

Technétium 99m : énergie = 140 keV T = 6 h

molybdène 99 T = 66 h

Tc-99m

(11)

Isotope émetteur de positons le plus utilisé : le F18

Fluor 18 : T = 110 min

HO HO

HO OH

O

F18 FDG F18

(12)

Isotopes utilisés en imagerie nucléaire

Isotope Energie Période

Emetteurs de photons γ

Technétium 99m 140 keV 6 heures

Iode 123 159 keV 13 heures

Thallium 201 71 keV 73 heures

Emetteurs de positons β⁺

Oxygène 15 511 keV 2 minutes

Azote 13 511 keV 10 minutes

Carbone 11 511 keV 20 minutes

Fluor 18 511 keV 110 minutes

Brome 76 511 keV 978 minutes

(13)

Types d’émetteurs et techniques d’imagerie

γ γ

γ ⁺

β+ β-

Emetteurs de γ

• scintigraphie planaire

• tomographie d’émission monophotonique : SPECT

• tomographie par émission de positons : PET

Emetteurs de positons

(14)

Les détecteurs

Détecteur

(15)

1948 : Comptage des rayonnements gamma point par point

Compteur Geiger-Müller I-131

(16)

1951 : Scintigraphe à balayage

spectromètre

cristal

imprimante

scintigraphie collimateur

PM

asservissement mécanique

(17)

1958 : Gamma caméra

cristal collimateur PM guide de lumière

électronique d’acquisition

*

(18)

Principe de la gamma caméra

cristal NaI(Tl) : 8-12 mm collimateur PM guide de lumière

électronique d’acquisition

* *

*

NaI(Tl) : ~ 430 nm ~3 eV = lumière bleue-verte densité : 3,7 g/cm3

constante de décroissance : 230 ns => 2000 cps / PM rendement lumineux : 13%

(19)

Tubes photomultiplicateurs

*

photocathode

dynodes anode

- +

V_c < V₁ < ... V_a

photons émis

par le cristal e-

(20)

Circuit de positionnement

*

Ω

cristal

guide de lumière tubes PM

3 1 2 1 2 3

*

3 1 2 1 2 3

*

6 12 6

18+24+6 6+24+18 x ∝ 0

e ∝ 96

12 10 6

36+20+6 12+20+18 x ∝ 12

e ∝ 112

x x

(21)

Images planaires

* *

*

(22)

Caractéristiques de l’imagerie monophotonique

• résolution spatiale entre 8 et 12 mm

• durée d’un examen : entre 10 min et > 1 h

(23)

Scintigraphie osseuse au Tc-99m

normale métastases osseuses

(24)

Perfusion pulmonaire : Tc-99m MAA

normale embolie

(25)

Imagerie dynamique Tc-99m

Durée totale de l’étude : ~ 3 h

avant captopril après captopril

(26)

Imagerie cardiaque dynamique : scintigraphie cavitaire Tc-99m

fin de diastole fin de systole P

R T

1 16

N

ed es t

fraction d’éjection

100 x N_ed- N_es N_es

(27)

Irradiations liées aux examens

mSv 7

0

os myoc. poum. scanner techn. naturelle organ. Paris / NY scintigraphie

radio

/ coupe / an / an / an

(28)

Imagerie planaire (2D) Imagerie tomographique (3D)

projections 2D

3D

(29)

** *

Principe de la tomographie d’émission monophotonique (SPECT)

reconstruction tomographique

(30)

Différents types de détecteurs en SPECT

(31)

Détecteur pour la tomographie d’émission de positons (PET)

reconstruction tomographique collimation

électronique

organisation des données en projections

cristaux BGO

* *

projection couronnes de détecteurs individuels

γ

γ ⁺

β+ β-

(32)

PET bidimensionnel (2D)

* *

Vue transaxiale

septa inter-plans

Vue axiale

couronnes de détecteurs

* *

lignes de mesure

(33)

PET tridimensionnel (3D)

* *

Vue transaxiale

pas de septa inter-plans

Vue axiale

couronnes de détecteurs

* *

lignes de mesure

(34)

Détection des positons avec des gamma-caméras

* *

*

reconstruction

tomographique collimation

électronique

organisation des données en projections

projection

(35)

Le traitement de l’information

Détecteur

(36)

Principe de la reconstruction tomographique

r θ

projection θ

rétroprojection

projection filtrée

r θ

rétroprojection filtrée

θ

(37)

Opérateurs impliqués en reconstruction tomographique

θ

x y

u = x cos θ + y sin θ v

p(u,θ) = f(x,y) dv

- ∞ +∞

f *(x,y) = p(u,θ) dθ 0

π

projection rétroprojection

∫ ∫

(38)

Théorème de la tranche centrale

ρ_x = ρ cos θ ρ_y = ρ sin θ du.dv = dx.dy p(u,θ) = f(x,y) dv

- ∞ + ∞

P(ρ,θ) = p(u,θ) e^-i2^πρ^udu

- ∞ + ∞

transformée de Fourier

P(ρ,θ) = f(x,y) e^-i2^πρ^udu.dv = f(x,y) e^-i2^π^(x^ρx+yρ_y) dx.dy

- ∞ + ∞

θ

x y

u = x cos θ + y sin θ v

p(u,θ)

∫ ∫

∫ ∫ ∫ ∫

(39)

Rétroprojection filtrée

ρ_x = ρ cos θ ρ_y = ρ sin θ ρ = ρ_x² + ρ_y²

d ρ_x.d ρ_y = ρ dρ.dθ u = x cosθ + y sinθ f(x,y) = F(ρ_x, ρ_y) eⁱ²^π^(x^ρx+yρ_y) d ρ_x. d ρ_y

- ∞ + ∞

P(ρ,θ) = F(ρ_x, ρ_y)

= P(ρ, θ) eⁱ²^π^(x^ρ^x^+y^ρ^y⁾d ρ_x. d ρ_y

- ∞ + ∞

= P(ρ, θ) | ρ |eⁱ²^πρ^ud ρ. d θ

0

π

- ∞ + ∞

= p’(u, θ) d θ avec p’ (u, θ) = P(ρ, θ) | ρ |eⁱ²^πρ^ud ρ

0

π

- ∞ + ∞

∫ ∫

(40)

Algorithme de rétroprojection filtrée

p(u,θ)

P(ρ,θ) |ρ| P(ρ,θ) p’(u,θ) f(x,y) TF

filtrage TF^-1

rétroprojection

projections images reconstruites

f(x,y) = p’(u, θ) d θ avec p’ (u, θ) = P(ρ, θ) |ρ| eⁱ²^πρ^ud ρ

0

π

- ∞ + ∞

∫ ∫

(41)

Insuffisance du filtre rampe

w(ρ)

filtre rampe x filtre de Hann filtre résultant

ρ ρ

|ρ|

0 1

0 0,8

|ρ|w(ρ)

|ρ| |ρ|w(ρ)

0 0,8 0 ρ

1

0 0,8 1

0

1 2 1

1/16 2 4 2 si ρ_c= ρ_N 1 2 1

w(ρ) = 0,5 x (1 + cos π ρ / ρ_c) si ρ < ρ_c = 0 si ρ > ρ_c

f(x,y) = p’(u, θ) d θ avec p’ (u, θ) = P(ρ, θ) |ρ| eⁱ²^πρ^ud ρ

0

π

- ∞ + ∞

∫ ∫

(42)

SPECT cérébral HMPAO Tc-99m

Syndrome de fatigue chronique

Avant traitement Après traitement IRM anatomique

(43)

Reconstruction analytique vs reconstruction algébrique

rétroprojection filtrée reconstruction algébrique

(44)

Principe des méthodes de reconstruction algébrique

p_i

projection

f_k

r₁₁ r₁₄

r41 r₄₄ p₁

p₂ p₃ p₄

f₁ f₂ f₃ f₄

f₁ f₂ f₃ f₄ p₁ p₂

p₃

p₄ ^p¹^{= r}¹¹^f¹^{+ r}¹²^f²^{+ r}¹³^f³^{+ r}¹⁴^f⁴

p₂= r₂₁f₁+ r₂₂f₂+ r₂₃f₃+ r₂₄f₄ p₃= r₃₁f₁+ r₃₂f₂+ r₃₃f₃+ r₃₄f₄ p₄= r₄₁f₁+ r₄₂f₂+ r₄₃f₃+ r₄₄f₄

=

p = R f

(45)

Résolution du problème inverse

p = R f

f⁰

p p vs p f¹

p = R f

correction comparaison

EM

Gradient Conjugué

(46)

Algorithmes de reconstruction itérative

EM

(Expectation Maximization) Gradient Conjugué

f

ⁿ⁺¹

= f

ⁿ

R

^t

R f

ⁿ

p f

ⁿ⁺¹

= f

ⁿ

+ α

ⁿ

d

ⁿ

|| p - R f ||

²

solution positive convergence lente

(47)

SPECT cérébral HMPAO Tc-99m

(48)

Tomoscintigraphie cardiaque au Tl-201

effort

repos

normal ischémie infarctus

(49)

Vers la quantification ?

Patient mouvements

Statistiques émission aléatoire des photons ou des

positons Physiques

atténuation, diffusion, fortuits Technologiques

uniformité

résolution spatiale variable résolution spatiale limitée

bruit de mesure temps mort

Algorithmiques

(50)

Problème de l’atténuation

N = N₀ exp -µ(l) dl

0 d

*

N₀ d

SPECT PET

*

dépend du lieu d’émission sur la ligne de projection

*

ne dépend pas du lieu d’émission sur la ligne de projection

(51)

Importance de l’atténuation

N = N₀ exp -µ(l) dl

0 d

poumons µ = 0,04 cm ^-1 tissus mous µ = 0,15 cm ^-1 os cortical µ = 0,30 cm ^-1 0 18 cm

511 keV Tc-99m 140 keV Tl-201 75 keV 0 8 cm

épaisseur d’atténuation moitié

140 keV

(52)

Conséquence de l’atténuation en SPECT

non atténué atténué

230

241 230 27

27

14

(53)

Effet de l’atténuation : exemples cliniques

sans correction d’atténuation

avec correction d’atténuation

SPECT Tl-201 PET FDG

sans correction d’atténuation

avec correction d’atténuation

(54)

Comment compenser de l’atténuation ?

mesure de la densité du milieu atténuant

SPECT PET

N Source γ

Source β⁺

ln = µ(l) dl N

0

N₀ d

N N = N₀ exp -µ(l) dl

0 d

carte des µ

(55)

Correction d’atténuation en PET

*

Source β⁺

N

mesure d’émission

N ∝ N₀ exp[-µd] . N₀ exp [-µ(D-d)]

∝ exp [-µD]

D d

= µ(l) dl = exp [µD]

0

N₀ d

N

mesure de transmission

nb de coïncidences sans atténuation

= nb de coïncidences détectées x N₀ / N

(56)

Correction d’atténuation en SPECT

p = R f

mesure en transmission

carte des µ

ln = µ(l) dl

0

N₀ d

N

modélisation de l’atténuation dans le projecteur R reconstruction itérative

f₁ f₂ f₃ f₄ p₁ p₂

p₃

p₄ ^p¹^{= r}_r¹¹₁₂_f^f₂¹^exp(-_exp(-^µ_µ¹₂^d_d¹₂^{) +}_{) +}

r₁₃f₃exp(-µ₃d₃) + r₁₄f₄exp(-µ₄d₄)

f⁰

p ^{p vs p} f¹

(57)

Problème de la diffusion Compton

* *

E’ = 1 + E (1 - cos θ)/m₀c² E

γ (E)

e- e-

θ

γ (E’) photons mal localisés

photons d’énergie diminuée

SPECT PET

*

(58)

Caractéristiques énergétiques des photons diffusés

énergie (keV) primaires

dN

60 100 140

d2 d1 d4 d3

dE

Tc-99m (140 keV)

fenêtre d’acquisition

(59)

Conséquence de la diffusion en SPECT

photons primaires

image fenêtre acquisition

photons diffusés (37%)

= +

Tc-99m

(60)

Correction de la diffusion en SPECT ou PET

92 125 keV

= - k

I₂ I₁

Tc-99m (140 keV)

(61)

Correction de la diffusion en PET

Ajustement du profil d’activité détecté en dehors du patient

objet N

x

*

(62)

Fonction de réponse du détecteur variable avec la profondeur

source

D

(63)

Correction de la fonction de réponse du détecteur en SPECT

p = R f

p_i

projection

f_k

r₁₁ r₁₄

r41 r₄₄ p₁

p₂ p₃ p₄

f₁ f₂ f₃ f₄

=

modélisation de la fonction de réponse du détecteur dans R

f⁰

p ^{p vs p} f¹

p = R f

(64)

Effet de volume partiel

100

10 mm FWHM = 8 mm

86

⊗

sous-estimation de la concentration réelle dans les structures de petite taille (typiquement < 2 FWHM)

résolution spatiale

6 mm 8 mm 10 mm 12 mm 14 mm

max

0 50 100

2 6 10 14 18

dimension (mm)

contraste ∞

(65)

Solutions aux problèmes de volume partiel

Si taille des structures et contraste connus coefficients de “recouvrement”

dimension de la structure 10 mm 0

50 100

2 6 10 14 18

0,86 1,16

résolution spatiale

6 mm 8 mm 10 mm 12 mm 14 mm

contraste ∞

(66)

Importance des corrections en SPECT cardiaque au Tc-99m

16 12 8 4 0

SNR FWHM

(mm)

C U R_VG R_foie 100

80 60 40 20 0

%

sans correction avec corrections valeur optimale

(67)

Caractéristiques des différents dispositifs

SPECT PET PET dédié gamma-caméra

champ de vue axial (cm) 38 10 15 nb de coupes 95 15 35 résolution ds le plan (mm) 4,8 6,0 4,8 résolution axiale (mm) 5,5 6,0 4,0 sensibilité 2D (kcp/s) - - 220 sensibilité 3D (kcp/s) 100 91 1225

3h post inj.

DST-XL Orsay

4h post inj.

HR+

10,8 mCi FDG

(68)

Futur

Détecteur

(69)

Nouveaux radiotraceurs

Oligonucléotides marqués pour la visualisation in vivo de l’expression des gènes...

(70)

Nouveaux détecteurs hybrides

Scanner X

(1-8 min. total)

PET corps-entier (6-40 min. total)

fusion

Scanner X

X PET

PET

(71)

Quantification

X kBq/cc

Index de : métabolisme perfusion

Diagnostic différentiel

Suivi thérapeutique

molécule traceuse

molécule thérapeutique Etudes dosimétriques