FI-FDG en can

) -
APPLICATIONS MÉDICALES DES ACCÉLÉRATEURS DE PARTICULES
La tomographie par émission
de positons au [ " FI-FDG
en cancérologie
N Par J.N. Talbot, Y. Petegnief, K. Kerrou, F. Montravers, D. Grahek, N. Younsi
Service de Médecine Nucléaire et Centre TEP AP-HP, Hôpital Tenon, Paris
Mots clés
La tomographie par émission de positons est une technique nouvelle
notamment utilisée en cancérologie. Des recherches devraient
permettre d'étendre ses applications à d'autres spécialités médicales.
1. Introduction
Les techniques physiques récentes pour la détection des
photons d'énergie comprises entre 100 et 600 keV trouvent
un débouché naturel et rapidement perçu par le public dans
le domaine du diagnostic médical, ce qu'on l'on appelle
communément l'imagerie médicale. Deux spécialités
médicales font appel à cette imagerie par photons X ou
gamma : la radiologie et la médecine nucléaire. En radio-
logie conventionnelle tout comme en tomodensitométrie
(scanner), la source de photons est externe au patient et
l'image est reconstituée un peu comme une ombre chinoise
en mesurant les variations d'atténuation du flux des
photons selon les structures traversées.
En médecine nucléaire, l'approche est différente : la
source de photons, un émetteur radioactif de faible activité,
est injectée au patient dont les organes à examiner
deviennent une source photonique très peu intense. Il s'agit
. Les techniques physiques récentes pour la détection des
photons d'énergie comprises entre 100 et 600 keV trouvent un
débouché naturel et rapidement perçu par le public dans le
domaine du diagnostic médical, ce qu'on l'on appelle
communément l'imagerie médicale. Deux spécialités
médicales font appel à cette imagerie par photons X ou
gamma : la radiologie et la médecine nucléaire. En radiologie
conventionnelle tout comme en tomodensitométrie (scanner),
la source de photons est externe au patient et l'image est
reconstituée un peu comme une ombre chinoise en mesurant
les variations d'atténuation du flux des photons selon les
structures traversées.
. En médecine nucléaire, l'approche est différente : la source
de photons, un émetteur radioactif de faible activité, est
injectée au patient dont les organes à examiner deviennent
une source photonique très peu intense.
1
de réaliser, en détectant ces photons émis en flux très faible
dans toutes les directions de l'espace, des images fonction-
nelles susceptibles de mettre en évidence les dysfonction-
nements accompagnant la maladie. Les médicaments
radioactifs utilisés dans ce but sont souvent de structure
chimique très simple, par exemple l'iode-123 pour la
scintigraphie de la glande thyroïde qui incorpore
avidement l'iode ou le thallium-201 analogue du potassium
pour la scintigraphie du myocarde. Le glucose est un
substrat énergétique particulièrement important et une
molécule chimiquement simple, mais il ne peut pas être
utilisé en scintigraphie traditionnelle, d'une part parce qu'il
est consommé dans une proportion importante, et d'autre
part parce que cette petite molécule ne se prête pas au
marquage par les radionucléïdes habituels de la scinti-
graphie ( " Te ou 1131). Depuis quelques années, c'est un
analogue du glucose, le fluorodésoxyglucose marqué au
fluor-18 ou [ " FI-FDG qui s'est imposé pour réaliser in
S y N 0
. Recent physical techniques for detecting photons at energy
levels from 100 to 600 keV find natural application in medical
imaging, a diagnostic technique much in the public eye. Two
medical specialities in particular make extensive use of X or
gamma photon imaging : radiology and nuclear medicine. In
conventional radiology and tomodensitometry (scanners), the
photon source is external to the patient and the image is built
up « magic-lantern » fashion by measuring the differences in
photon flux attenuation as the photons pass through the body
structures.
. In nuclear medicine, a different approach is used : the organs
under examination are themselves transformed into a very-
low-intensity photon source by injecting the patient with a
low-radioactivity emitting agent.
REE
N'4

1 La tomographie par émission de positons au [ " FI-FDG en cancérologie
vivo une image scintigraphique de la consommation du
glucose par les tissus, en particulier cancéreux. Le fluor-
18 émet des électrons positifs ou positons qui se dématé-
rialisent, au terme de leur parcours dans la matière, avec
un électron ordinaire pour donner naissance à deux photons
d'annihilation d'énergie égale à 511 keV, partant selon la
même ligne droite dans des directions opposées (Fig. 1). La
détection en coïncidence de ces deux photons permet de
reconstituer une image tomographique, la tomographie par
émission de positons ou TEP. Par rapport à la scintigraphie
traditionnelle, la TEP a des avantages démontrés en termes
de résolution de l'image ; elle a aussi des contraintes spéci-
fiques. Nous allons rapporter brièvement les problèmes
posés par la détection en coïncidence, indiquer les bases
techniques des solutions actuellement retenues pour cela et
évoquer l'apport médical de cette technique nouvelle.
radiopharmaceutique photon de 511 keV
" I 0
posîtion position
électron
photonde511 kev
Figure 1. Émission de deux photons de dématérialisation
à chaque désintégration du radionucléide.
2. Détection en coïncidence des photons
d'annihilation
Comme nous l'avons indiqué brièvement, les radionu-
cléïdes isotopes des atomes composant les molécules
biologiques naturelles n'émettent pas de rayons gamma
d'énergie décelable par les gammacaméras qui réalisent les
scintigraphies conventionnelles. Par contre, plusieurs
d'entre eux sont émetteurs de positons ou rayons bêta +
('F pouvant être substitué à OH,'IC, 110,'IN...) qui se
dématérialisent en 2 photons d'énergie 511 keV émis selon
la même direction mais en sens opposé (Fig. 1).
Grâce à un anneau comportant un ensemble de détec-
teurs se faisant face, on peut détecter ces photons en coïnci-
dence, c'est à dire en associant comme provenant de la
même annihilation les photons qui sont été détectés durant
le même intervalle de temps très court appelé fenêtre
temporelle. On obtient une image tomographique de plus
haute résolution qu'en scintigraphie conventionnelle, sans
utiliser de collimateur. Notre équipe dispose d'une telle
machine (Fig. 2) uniquement dédiée à la tomographie par
émission de positons (TEP dédiée).
..
1-
...
Il'
I
Figure 2. Cnméra TEP dédiée.
Les constructeurs proposent également la détection en
coïncidence des photons d'annihilation grâce à des
gammacaméras (dites TEDC) dotées de deux ou trois têtes
détectrices et qui restent également disponibles pour
d'autres examens de scintigraphie « traditionnelle ». Notre
équipe dispose également d'une telle machine TEDC
(Fig. 3) à trois détecteurs qui sont disposés en U pour
effectuer la tomographie par émission de positons.
i
,
i _. __
a., .. F.
,.
x
` : "'F.a ;
ra.,tyt : x,..
Figure 3. Gamma caméra TEDC.
Le principe de détection est plus simple à décrire dans
le cas d'une caméra TEDC à deux détecteurs placés de part
et d'autre du patient. C'est ce que les figures suivantes
illustrent, même si l'on conçoit que la disposition de
matrices de détecteurs tout autour du patient (caméra TEP
dédiée) permet une détection géométriquement plus
efficace.
2.1. Détection, discrimination en énergie
Les détecteurs actuels sont basés sur la scintillation
produite dans un cristal par chaque photon de 511 keV.
Dans le meilleur cas, il faut que la scintillation corres-
ponde à toute l'énergie du photon et qu'elle permette de la
déterminer avec précision, qu'elle soit intense et de courte
durée afin de raccourcir la fenêtre temporelle. C'est la
1

mapores APPLICATIONS MÉDICALES DES ACCÉLÉRATEURS DE PARTICULES
nature du cristal qui module ces paramètres. Actuellement,
les cristaux les plus utilisés sont le BGO, utilisé en matrice
de petits détecteurs dans les machines TEP dédiées, et le
Na 1 utilisé en cristaux détecteur de bien plus grande
surface dans les machines TEDC et certaines machines
TEP dédiées. La scintillation est ensuite transformée en
impulsion électrique par un ou plusieurs photomultiplica-
teurs. Cette impulsion permet de connaître l'énergie
déposée par le photon. Un système de discrimination
permet de ne retenir qu'un pic correspondant à 511 keV
plus ou moins une tolérance appelée fenêtre d'énergie, de
l'ordre de 20%. Ce pic correspond donc aux photons non
diffusés au sein du patient et dont l'énergie est totalement
absorbée par le cristal soit en une seule interaction, soit
après une ou plusieurs diffusions Compton dans le
détecteur. Enfin un système électronique analyse les
impulsions d'énergie convenable reçues en coïncidence,
c'est-à-dire dans la même fenêtre temporelle, provenant a
priori d'une annihilation d'un positon (Fig. 4).
Détection d'évél
simultanés
.-*l
4s
7- 1
Figure 4. Détection de coïncidence.
2.2. Collimation électronique
En éliminant les collimateurs, toute la surface détec-
trice peut être illuminée, sans limitation due au masquage
par les septas des collimateurs, ce qui améliore la
résolution (Fig. 5).
De plus, sans collimateur, le détecteur reçoit tous les
photons dont la trajectoire passe par son plan et non plus
seulement ceux qui ont une direction perpendiculaire à sa
surface, ce qui augmente la sensibilité de détection. Avec
la collimation électronique, on acquiert donc simulta-
nément des projections multiples correspondant à des
angles différents entre plan des détecteurs et direction des
photons de dématérialisation (projections virtuelles).
2.3. Différents types d'événements détectés
2.3.1. Coïncidences vraies
Il s'agit des événements détectés simultanément sur les
deux détecteurs, issus de la même annihilation d'un positon
et correspondant à des photons d'énergie 5 11 keV n'ayant
subi aucune diffusion sur leur parcours. Ce sont ces événe-
ments correspondant à des coïncidences vraies que l'on
cherche à détecter (Fig. 4).
2.3.2. Événements correspondant à
des rayonnements diffusés
Ce sont des événements détectés simultanément qui
sont issus de la même annihilation. Mais, comme l'un ou
l'autre des deux photons a subi une déviation de trajectoire
au sein du malade, l'hypothèse que le positon se soit
dématérialisé le long d'une ligne rejoignant les points de
détection est fausse (Fig. 6). Ce phénomène de diffusion
dégrade donc la qualité de l'image et réduit son contraste.
wl14,
2-it 1
g
m
TEMP avec collimateur
un seul angle de détection
à chaque postion du détecteur
1 -*,., if qei
1
5
14 *
TEDC sans collimateur
nombreux angies de projection possibles
à chaque position du détecteur
Figure 5.
7<Wt<MC !'f ! Mp/ ! te
Tomoscintigraphie
avec et sans
collimateur à l'aide
d'un radionucléide
bétal.
1
REE

La tomographie par émission de positons au ['$F] -FDG en cancérologie I
Heureusement l'énergie du photon diffusé est inférieure à
5 11 keV. On peut réduire les effets de ce phénomène par
un ajustement de la fenêtre d'énergie et en adaptant la
géométrie du système d'acquisition : écartement maximal
des détecteurs et/ou interposition de filtres axiaux ou septa.
2.4. Les paramètres techniques, la durée
de l'examen
--- - -- - 1
eÎ,., -,4
1 1 V,ae direction
Fausse di. fi. 1//*- de cdincidence
n
de coinciclecnce ------ > 1
due à la diffusion
de l'un des photons
1
Figure 6. Erreur de direction de coiilcidence par diffusion
d'un des pl2otons de dématérinlisntion.
2.3.3. Coïncidences fortuites
Elles correspondent à des photons émis lors de l'annihi-
lation de positons différents, mais détectés dans la même
fenêtre temporelle (Fig. 7). L'effet sur la qualité de l'image est
identique aux effets produits par le phénomène de diffusion
avec production uniforme de bruit de fond. On peut limiter ces
effets en réduisant la fenêtre temporelle de coïncidence, en
interposant des filtres axiaux ou septa entre le patient et les
détecteurs (Fig. 8) et en réduisant le taux de comptage, donc
en injectant une activité plus faible de FDG au patient.
1
v [7
i
Figure 7. Coincidence fortuite.
Cri
Filtre a
....
e
fortuite.Il. cldence
fortuite
v
Figure 8. Filtres axiaux. Réducti.on significative des
évérieinents diffuses ou aléatoires durant l'acquisition.
2.4.1. Optimisation de l'activité injectée
Afin d'augmenter le taux de comptage des événements
en coïncidence, donc le caractère riche et informatif de
l'image, une première approche consiste à augmenter le
flux de photons émis, donc l'activité de [F] -FDG
injectée. Mais une activité injectée plus élevée risque de
faire apparaître les phénomènes d'empilement voire de
paralysie complète du détecteur. De plus, on augmente
ainsi la proportion de coïncidences fortuites. Pour
diminuer cette proportion, on peut limiter le champ vu
par chaque portion du détecteur, en plaçant selon un axe
longitudinal des barres de plomb qui arrêtent les photons
dont la direction est oblique (Fig. 8). Grâce à ces filtres
axiaux ou septa, on réalise ce que l'on appelle une acqui-
sition en mode 2D (qui correspond à l'essentiel de
l'expérience clinique actuelle). En diminuant la fenêtre
temporelle et en améliorant les caractéristiques des
cristaux détecteurs ( « nouveaux » cristaux de LSO ou
GSO), on peut parvenir à un résultat au moins équivalent
en se passant des septa, ce qui permet, vu le plus grand
rendement de détection des photons, d'injecter une
activité plus faible de FDG. Cette acquisition sans septa
dite 3D qui se développe depuis quelques années autorise
donc une économie de FDG, substance très coûteuse et
dont la durée de vie est très brève, et une moindre
irradiation du patient.
2.4.2. L'acquisition des images tomographiques du
« corps entier » et la correction d'atténuation
Dans le cas des machines en anneau, seul le lit
d'examen portant le patient se déplace. Chaque position du
lit correspond à l'acquisition des événements issus d'un
champ de vue large d'une quinzaine de centimètres. Afin
d'améliorer la qualité des images, on acquiert, pour
chacune des positions successives du lit, non seulement les
images liées à l'émission des photons d'annihilation dont
nous venons de parler, mais aussi des images de trans-
mission analogues au images radiologiques de scanner. La
source est donc dans ce cas extérieure au patient. Il peut
s'agir soit d'une source radioactive soit d'un tube à rayons
X. Ces images de transmission permettent de différencier
les structures qui absorbent peu les photons de 511 keV
comme par exemple les poumons remplis d'air de celles
qui les absorbent bien plus comme par exemple les
muscles, le sang et a fortiori l'os. On peut ainsi comiger
l'effet de l'écran que constituent ces dernières lors de la
détection des photons émis par le FDG.
Dans le cas des machines TEDC avec une géométrie de
détection plus restreinte, on réalise, pour chaque position
du lit, une rotation incrémentielle lente des détecteurs
autour du malade. A chaque rotation (180'pour chaque
tête), un champ utile de 35 cm est exploré.
La durée de l'examen dépend bien sûr de l'efficacité de
la détection. Avec toutes les machines actuelles, on est
obligé pour ne pas trop la prolonger, de se limiter dans la
plupart des indications de cancérologie à un champ allant
REE
1

a > ê. e : P : ê : -r ois)
APPLICATIONS MÉDICALES DES ACCÉLÉRATEURS DE PARTICULES
......... 2
7'St,y II I T p,. ` i FP y tl' ! I, I fll
de la base du crâne jusqu'au haut des cuisses. Dans ces
conditions, la durée habituelle d'un examen est de un heure
et demi à deux heures en TEDC 2D, environ une heure sur
une machine TEP dédiée et probablement quarante
minutes sur une machine TEP équipées de cristaux plus
performants (LSO ou GSO). On est évidemment très loin
des durées brèves des examens TDM où le flux sortant du
tube à rayons X est bien supérieur et l'on voit l'intérêt de,
toute innovation conduisant à l'amélioration du rendement
de détection.
2.4.3. Traitement des données
Après création ou acquisition des ces pseudo-projec-
tions, les coupes peuvent être reconstruites selon les 3 axes
grâce à différents algorithmes de reconstruction itérative tel
que maximum de vraisemblance, sous-ensembles dédiés,
gradients conjugués... (OS EM-ML, EM-ML, GC...).
3. Utilité clinique de la tep au fdg en
cancérologie
3.1. Nature et propriétés du ['8f] -fdg
C'est la molécule de glucose où l'on a remplacé (en
plusieurs étapes) le groupement hydroxyl (OH) en position
2 par un atome de fluor (petit atome modifiant peu la forme
de la molécule) radioactif, émetteur de positons. Le fluor-
18 (18F) est un radionucléïde qui doit être produit dans un
cyclotron médical. Sa demi-vie de 110 min est courte, mais
suffisante pour en permettre la livraison à distance du site
de production. Après injection intraveineuse, ce glucose
modifié est capté de façon analogue au glucose par les
cellules consommatrices mais n'est pas utilisable par la
cellule où il s'accumule. La radioactivité locale reflète
alors le flux d'entrée cellulaire du glucose et permet la
détection des sites cancéreux dont la concentration intra-
cellulaire en glucose est anormalement élevée et non
régulée par l'insuline.
Figure 9. Fusion entre une image TDM (fenêtre osseuse)
et les foyers malins (en blanc) détectés en TEDC au FDG
afin d'optimiser la radiothérapie d'un patient atteint
de cancer du poumon. Découverte d'une lésion
secondaire. Reconstruction tridimensionnelle
présentée selon divers angles.
3.2. Aspect normal d'un examen au ['8f] -fdg
Il est illustré sur les coupes frontales (parallèles au front)
de la figure 9.
Le cerveau est visualisé de façon intense puisque le
glucose constitue son substrat énergétique essentiel.
Le glucose est également consommé par les muscles et
en particulier le myocarde, en concurrence avec les catabo-
lites des graisses. Pour diminuer la fixation myocardique
et musculaire, l'injection est effectuée chez le patient à
jeun et au repos musculaire.
Le système urinaire (reins et vessie essentiellement) est
également visualisé car le FDG n'est pas réabsorbé au
niveau du rein, contrairement au glucose, et il existe une
élimination urinaire.
Une fixation d'intensité plus faible et plus diffuse est
généralement observée au niveau d'autres organes en parti-
culier la cavité buccale et le pharynx, le foie, la rate et la
moelle osseuse. Au niveau du tube digestif, une fixation
décelable est également fréquente, en particulier au niveau
de l'estomac et surtout du côlon. Le poumon apparaîtrait
actif du fait d'une moindre absorption des photons, la
correction d'atténuation par source externe corrige cet
artefact. Enfin, une certaine activité dans le tissu situé
autour du point d'injection peut parfois être visible, bien
que l'injection soit réalisée dans une perfusion afin de
minimiser ce phénomène.
3.3. Détection non invasive du tissu cancéreux
grâce au [f] -fdg
Le mécanisme d'accumulation du FDG, lié à une
surconsommation du glucose pour les besoins énergétiques
de la cellule maligne, est commun aux divers cancers et
n'est pas spécifique d'un type histologique.
L'efficacité de la détection (en considérant une machine
détectrice donnée) dépend d'une part de l'avidité de la
tumeur pour le glucose. Les tumeurs agressives ou mal
différenciées fixent généralement davantage que les
cancers bien différenciés (par exemple, le tissu néopla-
sique thyroïdien différencié ou neuroendocrine fixe
1
REE
N'4