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THÈSE
En vue de l'obtention du
DOCTORAT DE L’UNIVERSITÉ DE TOULOUSE
Délivré par l'Université Toulouse III - Paul Sabatier
Discipline ou spécialité : Radiophysique et imagerie médicales
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
et comparaison de deux systèmes de synchronisation.
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
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.
Remerciements
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…
Remerciements
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.
Merci…
Glossaire
•
Abréviations dans le texte
18F
18F-FDG
2D
3D
4D
4D-TDM
4D-TEP
A-P
ATS
Av
BTV
CA
CF
CPNPC
CR
CRV
CTAC
CTV
CV
DICOM
EM
ER
FDP
FORE
G-D
GTV
ICRU
IEC
ITV
LM
ML
NEMA
OSEM
PM
PTV
RPF
RPM
RS
RSB
RX
S-I
SUV
TDM
TEP
UH
Fluor 18
FluoroDésoxyGlucose marqué au fluor 18.
2 Dimension
3 Dimension
4 Dimension (4ème dimension = variable temps)
Images TDM synchronisées à la respiration
Images TEP synchronisées à la respiration
Antero-Posterieur
American Thoracic Society
Activité Volumique
Biological Target Volume (volume cible biologique)
Correction d'Attenuation
Coincidence Fortuite
Cancer Pulmonaire Non à Petite Cellule
Coefficient de Recouvrement
Coefficient de Recouvrement des Volumes
Computed Tomography based Attenuation Correction
Clinical Tumor Volume (volume tumoral anatomoclinique)
Coefficient de Variation
Digital Imaging and COmmmunications in Medicine
Expectation Maximisation (espérance maximisée)
Erreur Relative
Fonction de Dispersion Ponctuelle
Fourier Rebinning
Gauche-Droite
Gross Tumor Volume (volume tumoral macroscopique)
International Commission on Radiation Unit
International Electrotechnical Commission (CEI: Commission Electrotechnique Internationale)
Internal Target Volume (volume cible interne)
List Mode
Maximal Likehood
National Electrical Manufacturers Association
Ordered Subset Expectation Maximisation
PhotoMultiplicateur
Planning Target Volume (volume cible prévisionnel)
Retroprojection Filtrée
Real Time Position Management
Résolution Spatiale
Rapport Signal sur Bruit
Rayon X
Supero-Inferieur
Standart Uptake Value (Taux de fixation standard)
TomoDensitoMétrie
Tomographie par Emission de Positons
Unites Hounsfield
Glossaire
•
µ
E
Emax
Rmoy
T1/2
Z
•
eV
g
Gy
kBq
keV
kV
mA
MeV
min
mL
mm
ns
Abréviations des grandeurs physiques.
Coefficient d’atténuation Linéique (cm-1)
Energie
Energie maximale
Libre parcours moyen d’une particule
Temps de demi-vie
Numéro atomique
Unités
Electronvolt (1 eV = 1,602 176 53×10-19 J)
Gramme
Gray
Kilo Becquerel
Kilo eV
Kilo volt
Milli ampère
Méga eV
Minute
Millilitre
Millimètre
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
II. C. 3. Tep et radiothérapie........................................................................................................................ 58
II. C. 4. Délinéation des volumes.................................................................................................................. 60
Table des matières
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
I. D. RESULTATS. ............................................................................................................................................ 100
I. E. DISCUSSION ET CONCLUSION. .................................................................................................................. 102
Table des matières
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
III. F. DISCUSSION ET CONCLUSION................................................................................................................. 133
Table des matières
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
CONCLUSION GENERALE ET PERSPECTIVES. ........................................... 182
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 34: Volumes définis par l'ICRU 62............................................................................................................................... 59
Figure 35 : Délinéation d’une tumeur par la méthode de seuillage. ......................................................................................... 60
Liste des figures
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 69 : Images du fantôme sans mouvement, avec un déplacement de 1 cm, de 2 cm, de 3 cm. ................................. 153
Liste des figures
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
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.
1
Introduction.
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.
2
Introduction.
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 TEPTDM 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.
3
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.
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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+
(cf. équation 1 page 8).
7
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
1
1
p + → 01 n + 10β + + ν
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
11
Emax (MeV)
T1/2(min)
Rmoy (mm)
C
0,959
20,4
1,1
13
N
1,197
9,96
1,5
15
O
1,738
2,03
2,5
0,633
1,898
109,8
68,3
0,6
2,9
18
68
F
Ga
Tableau 1: Principaux radionucléides émetteurs de positons.
I. A. 3. Le FluoroDésoxyGlucose marqué au Fluor 18 : 18F-FDG.
a. Biologie du
18
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.
8
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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
18
F-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 18F-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
18
F-FDG et des niveaux d’expression des transporteurs du glucose GLUT-1 et de
l’hexokinase 2. (Mamede et al., 2005)
9
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
b. Cinétique de fixation du 18F-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
18
F-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 18F-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 18F-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)
10
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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
18
F-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)
11
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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)
12
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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.
a
b
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.
a
b
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.
13
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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.
rxy = (2τ )S x S y
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.
14
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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
Nous allons détailler dans le paragraphe suivant les étapes de création des images, en TEP et en TDM.
15
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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)
Ligne de réponse
Projection
Sinogramme
Unité de détection
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.
16
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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.
Anneau de détection TEP
Tube
Module de détection
photomultiplicateur
Cristal
X
X8
Bloc de détecteur
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.
L’ensemble cristal et photomultiplicateur.
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.
17
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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.
Les caractéristiques des cristaux utilisés en TEP sont regroupées dans le tableau 2 page 19.
18
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
*
*
*
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
99m
Tc. 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).
19
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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%.
Largeur à mi-hauteur
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)
20
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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.
21
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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).
22
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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.
23
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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.
I = I 0 e ( − µL )
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.
UH =
µ − µ eau
* 1000
µ eau
Équation 4: Calcul des unités de Hounsfield.
24
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
ii. Technologie.
Tube à RX.
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.
Détecteurs.
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%.
Architecture des détecteurs.
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)
25
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
A
B
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.
26
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
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.
128, 256 ou 512 pixels.
Figure 17: Echantillonnage de l'image.
Le principe de base de la reconstruction d’images est énoncé par le théorème des projections.
27
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
Théorème des projections:
Soit un objet dans un domaine spatial (x,y).
f(x,y) correspond au signal au point (x,y) du plan dans lequel s’inscrit notre objet.
p(u,θ) comprend l’ensemble des projections de l’objet selon une incidence angulaire θ, perpendiculaire
aux lignes de réponse.
La projection d’un point (x,y) selon un angle θ est présentée dans la figure ci-dessous.
v
f(x,y)
θ
x
p(u, θ)
Figure 18 : Projection de l’objet selon un angle θ.
L’opération permettant le passage de f(x, y) à p(u,θ), ce qui correspond au passage du domaine spatial
à l’espace des projections, est la transformée de Radon. L’espace des projections est aussi appelé
espace de Radon.
+∞
p (u ,θ ) =
∫ f ( x, y )dv
−∞
Équation 5: Transformée de Radon.
L’ensemble des projections de l’objet vu sous toutes les incidences angulaires constitue le
sinogramme. Dans le cas de la tomographie, les projections sont enregistrées sous 360°.
Toute la difficulté de la reconstruction tomographique réside dans l’inversion de la transformée de
Radon, c’est à dire à estimer f(x,y) à partir de p(u,θ).
Ce problème pourra être résolu par des méthodes analytiques ou discrètes (itératives).
28
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
i. Méthodes analytiques
Il existe deux méthodes principales pour la résolution analytique de l’inversion de la transformée de
Radon : la rétroprojection « simple » et la rétroprojection « filtrée ».
La rétroprojection « simple ».
La méthode la plus simple pour résoudre ce problème est la rétroprojection simple (ou épandage) de la
valeur de chaque point sur le plan de reconstruction. Pour un angle θ donné, on assignera la valeur de
p(u,θ) à tous les pixels se trouvant le long de la ligne d’intégration v.
π
f ( x, y ) = ∫ p(u, θ )dθ
0
Équation 6: Opération de rétroprojection.
Le résultat de cette rétroprojection est de mauvaise qualité, notamment à cause des artéfacts en étoiles
qui représentent le signal basse fréquence qui perturbe l’image. Cet artéfact est représenté dans la
figure 19.
Zone de fixation
du traceur
Projections
Rétroprojection
u
u
Figure 19: Opération de rétroprojection. Mise en évidence de l'artéfact en étoile.
Il en résulte l’introduction de la rétroprojection filtrée, qui permet de réduire ces artéfacts en étoile et
qui sera la méthode analytique la plus utilisée pour la reconstruction d’image.
29
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
La rétroprojection « filtrée ».
(Dubois, 1998)
La première étape consiste à réaliser une transformée de Fourier (TF) sur les projections p(u,θ)
enregistrées.
La transformée de Fourier stipule qu’une fonction spatiale ou temporelle peut être décomposée en une
somme infinie de sinusoïdes selon l’équation suivante :
− i 2 Π υx
+∞
∫ f ( x )e
F (υ ) =
dx
−∞
Équation 7:Transformée de Fourier.
Avec :
f (x) = quantité de radioactivité au point (x ;y) du plan.
υ = fréquence spatiale.
Le principe de la rétroprojection filtrée repose sur la multiplication de la TF des projections par un
filtre, égal à la valeur absolue de ν (│ν│). Ce filtre « rampe » permettra d’effacer progressivement les
artéfacts en étoile laissés par la rétroprojection.
De façon synthétique, l’algorithme de rétroprojection filtrée est le suivant :
Projections
p (u,θ)
│ν│P(ν,θ)
P(ν,θ,)
Transformée de
Fourier
p’(u, θ)
Transformée de
Fourier inverse
Filtrage
Images
reconstruites
Rétroprojection
Figure 20 : Algorithme de rétroprojection filtrée.
Il sera nécessaire de rajouter un autre filtre lissant en plus du filtre rampe qui aura tendance à amplifier
les hautes fréquences qui caractérisent le bruit statistique.
Plusieurs filtres existent, parmi lesquels les plus classiques sont les filtres de Hann, Hamming,
Butterworth et filtre gaussien.
30
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
ii. Méthodes itératives.
(Kontaxakis et al, 1998, Vandenberghe et al, 2001)
Une autre approche pour résoudre le problème de l’inversion de la transformée de Radon repose dans
l’utilisation de méthodes de reconstruction itératives.
Le principe repose sur la discrétisation de chaque pixel de l’image et sur la considération de chaque
valeur de pixel comme inconnue.
Ces méthodes s’appuient sur une algèbre linéaire ainsi que sur des méthodes vectorielles.
Une matrice permettra de passer de l’objet f(x,y) aux projections p grâce à la relation suivante :
p = Rf
Équation 8: Equation générale des algorithmes itératifs.
Avec :
p = projections acquises.
R = Opérateur de projection dans lequel on pourra prendre en compte l’atténuation et la
diffusion des photons.
f = objet à reconstruire
Rij
pi
fj
Figure 21 : Matrice de projection des algorithmes itératifs.
Cette équation sera résolue à l’aide d’algorithmes itératifs qui vont rechercher une solution f qui
minimisera la distance entre les projections p qui ont été acquises, et Rf, estimation de l’objet à
reconstruire.
31
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
Estimation initiale
de l’objet à
reconstruire
f n=0
Projections de
l’image estimée
Image estimée
p=Rf
Comparaison
Erreur dans
l’espace de
l’image
Correction de
l’image
Projections
mesurées
Erreur dans
l’espace des
projections
Rétroprojection
Figure 22 : Algorithme itératif. Principe résumé. (D’après Zeng et al, 2000)]
On pourra distinguer les méthodes algébriques des méthodes statistiques. Nous nous concentrerons
uniquement sur ces dernières qui sont les plus communes à l’heure actuelle.
Les méthodes statistiques permettront une prise en compte de la nature aléatoire (selon une loi de
Poisson) des désintégrations radioactives.
L’algorithme le plus utilisé est celui de l’Espérance Maximisée (EM), proposé par Shepp et Vardi en
1982, ainsi que sa variante par sous-ensemble ordonnés OSEM (Ordered Subsets Expectation
Maximization).
L’algorithme d’espérance maximisée peut être écrit de façon simplifiée par :
f
n +1
 d
= f n * R * 
 Rf



Équation 9 : Equation simplifiée de l’algorithme OSEM.
Avec :
f 0 = Objet à priori
Rf = projections calculées
d = projections mesurées
R* = erreur relative rétro projetée.
Un des principaux avantages de cet algorithme repose sur la possibilité d’incorporer dans la matrice de
reconstruction les phénomènes physiques tels que l’atténuation et la diffusion des photons.
32
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
Cependant, on peut reprocher à cette méthode la détérioration du rapport signal sur bruit lorsqu’on
augmente le nombre d’itérations. (Jaskowiak et al., 2005) En effet, plus le nombre d’itérations
augmente, plus la vraisemblance augmente entre les projections mesurées et celles calculées, mais le
bruit (hautes fréquences) augmentera aussi. Ceci est illustré avec la figure ci-dessous.
Figure 23: Influence du nombre d'itérations sur la qualité d'image. (Zeng et al, 2001)
Plusieurs solutions ont été proposées pour définir un critère d’arrêt de ces algorithmes : arrêt précoce
des itérations, introduction d’un a priori dans la solution à trouver. Mais ces méthodes restent
complexes et non applicables en routine clinique.
Un autre inconvénient des algorithmes itératifs en général est leur lenteur de convergence par rapport
au temps nécessaire pour reconstruire les images en rétroprojection filtrée.
En effet, on estime que le temps de reconstruction en RPF d’une série de données est égal à la moitié
du temps nécessaire pour réaliser une itération en ML.
Pour pallier cela, une version « accélérée » a été proposée par Hudson et Larkin en 1994. Elle est
basée sur le découpage de l’ensemble des projections en plusieurs sous-ensembles.
L’image obtenue avec n itérations et m sous ensembles est comparable à une image obtenue avec n*m
itérations de MLEM sur toutes les projections. Le temps de convergence est divisé par le nombre de
sous-ensembles. (Buvat I., 2005, 2009)
b. Reconstruction des images TEP-TDM.
i. Données TDM.
La méthode de reconstruction de choix des données TDM est la rétroprojection filtrée. Le principal
avantage de cette méthode est sa rapidité d’exécution.
La matrice de reconstruction des images TDM est généralement 512 x 512 pixels. L’épaisseur de
coupe sera définie par la géométrie du détecteur.
Les données seront lissées avec des filtres de force variables, selon les régions explorées. Les filtres
« doux » (très lissant) donneront des images à faible bruit où les petites structures sont floues.
L’utilisation de filtres « durs » (faiblement lissant) aura pour résultat des images avec un bruit élevé où
les petites structures seront bien définies.
33
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
ii. Données TEP.
Données TEP acquises en mode 2D.
La rétroprojection filtrée (RPF) a pendant longtemps été là aussi une méthode de référence, car les
méthodes itératives présentaient des temps de reconstruction d’image beaucoup trop longs. Avec
l’amélioration dans le domaine de l’informatique, les méthodes de reconstruction itératives ont
supplanté les précédentes.
Maintenant, la rétroprojection filtrée reste peu utilisée en TEP car elle ne permet de prendre en compte
ni les perturbations physiques telles que l’atténuation ou la diffusion du signal, ni les fluctuations
statistiques auxquelles sont soumises les désintégrations statistiques.
La méthode de référence est l’algorithme itératif OSEM, dans sa version accélérée. Pendant longtemps
la matrice de reconstruction des images était limitée à 128 x 128 pixels. L’amélioration des
algorithmes de reconstruction a permis d’affiner cette matrice en 256 x 256. Ceci permet d’améliorer
la résolution spatiale dans les images TEP, mais en même temps cela entraîne une augmentation du
bruit au niveau du pixel.
Les données seront donc lissées pendant la reconstruction, en incorporant des filtres au niveau des
algorithmes de reconstruction, mais aussi après reconstruction (post-filtre).
Plusieurs études ont été menées afin de déterminer quelle serait la meilleure technique entre OSEM et
RPF; les résultats ont montré de façon générale qu’en termes de détectabilité des lésions, les deux
méthodes se valent mais les images reconstruites avec ML présentent un meilleur rapport signal sur
bruit ainsi qu’une meilleure qualité visuelle. (Riddell et al,. 2001, Gutman et al,. 2003)
Cas particulier des données TEP acquises en mode 3D.
(De Dreuille O., 2002, Buvat I., 2005)
En mode 3D, il faudra tenir compte lors de la reconstruction des images de l’angle d’incidence des
lignes de réponse détectées. Dans ce cas là, le volume tomographique sera reconstruit dans son
ensemble, et non coupe par coupe.
Ces reconstructions peuvent être réalisées directement en 3 dimensions, ou bien un réarrangement des
sinogrammes peut être réalisé au préalable (appelé « rebinning »), ce qui permet d’utiliser les
algorithmes 2D.
34
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
-
Rétroprojection tri dimensionnelle filtrée.
Comme pour les reconstructions 2D, chaque projection sera filtrée avec un équivalent du filtre rampe.
Ensuite, une rétroprojection de chaque projection filtrée sera opérée selon différents angles de mesure.
Il aura fallu au préalable réaliser une estimation de l’objet à reconstruire en « mode 2D », afin de
combler les données manques pour la reconstruction en 3D. En effet, à cause des différents angles
d’acquisition des données en mode 3D, certains sinogrammes en bord de champ seront tronqués.
Cette technique est relativement consommatrice en temps mais elle est cependant celle qui offre les
meilleurs résultats en termes de qualité d’image.
-
Rebinning des données.
Cette technique repose sur l’estimation de sinogrammes correspondant aux plans droits, à partir des
sinogrammes obliques des acquisitions en 3D. Les données brutes obtenues seront par la suite
reconstruites en utilisant les algorithmes de reconstruction 2D.
La technique de rebinning la plus utilisée en clinique est la méthode FORE (FOurrier REbinning) où le
réarrangement des données se produit dans le plan de Fourier et non dans le domaine spatial. Ces
données sont ensuite reconstruites avec un algorithme OSEM.
Une fois les images obtenues, il faudra les analyser et quantifier le signal qu’elles contiennent. C’est
l’objet du paragraphe qui suit.
35
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
I. C. Quantification du signal recueilli
(Buvat I, 2007)
Le diagnostic réalisé à partir des données TEP repose essentiellement sur une détection visuelle des
lésions, mais il faut toutefois en réaliser une analyse quantitative. La quantification permet de
connaître l’intensité de fixation du radiopharmaceutique dans une structure d’intérêt. Cet indice
permettra avec les critères de taille et de forme de la structure étudiée, de déterminer éventuellement le
caractère significatif ou non du signal.
L’index actuellement le plus utilisé pour cette quantification du signal est le taux de fixation standard
(nommé le plus souvent par son abréviation anglo-saxonne SUV : Standard Uptake Value) qui
correspond à la fixation du traceur normalisée par l’activité injectée au patient rapportée à la masse du
patient.
SUV =
Fixation dans le tissu d ' int érêt (kBq / mL)
Activité injectée (kBq)
Poids ( g )
Équation 10 : Equation du Taux de fixation standard (SUV)
Il
existe
deux
types
de
quantification :
la
quantification
absolue
(concentration
de
radiopharmaceutique dans l’organisme) et la quantification relative (variation du signal entre deux
moments ou deux régions).
Cette quantification du signal nécessite une estimation juste de la concentration radioactive du
18
F-
FDG dans les structures d’intérêt.
Il faudra réaliser une correction de certains paramètres physiques rendant la quantification délicate en
TEP.
Nous allons détailler ces différents biais :
•
la diffusion et atténuation des photons dans l’organisme,
•
les coïncidences fortuites,
•
l’effet de volume partiel,
•
le temps mort des détecteurs,
•
les mouvements physiologiques et fortuits.
36
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
I. C. 1. Diffusion et atténuation des photons.
Comme nous l’avons déjà expliqué, l’interaction des photons avec le milieu dépend de l’énergie à
laquelle ont lieu ces interactions, ainsi que du numéro atomique des tissus traversés.
Aux énergies mises en jeu ici, on peut distinguer l’absorption photoélectrique et la diffusion Compton
(cf. figure 24).
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).
a. Diffusion des photons.
(Buvat I., 2005)
En pratique, cette correction est indispensable sinon la diffusion serait responsable d’une surestimation
de l’ordre de 10% des coïncidences détectées. Cependant, il n’y a pas de méthode de référence
(Meikle et al., 2003).
On estime cette diffusion en calculant la fraction du diffusé (FD) (Thompson et al., 1993).
FD =
D
D +V
Équation 11 : Fraction du diffusé
Avec :
D= évènements diffusés
V= coïncidences vraies
37
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
La proportion du diffusé variera en fonction de la taille et la densité du milieu de diffusion, la
géométrie de la TEP ainsi que la largeur de la fenêtre d’énergie (plus cette fenêtre sera large, plus il
sera difficile de distinguer les photons diffusés des non diffusés).
Il existe plusieurs méthodes de correction des évènements diffusés parmi lesquelles :
Ajustement des queues de distribution.
Cette méthode est basée sur l’hypothèse que l’activité mesurée en dehors de l’objet correspond aux
évènements diffusés, si l’on a déjà soustrait les coïncidences fortuites.
Technique de mesure directe du diffusé.
Deux acquisitions d’image du même objet seront réalisées successivement, tout d’abord en mode 2D
puis en mode 3D. La différence entre les deux séries d’image donnera une estimation du rayonnement
diffusé.
Estimation du diffusé à partir des évènements détectés dans des différentes fenêtres en
énergie.
Les coïncidences sont enregistrées dans deux fenêtres en énergie distinctes, et la contribution du
rayonnement diffusé dans la fenêtre « haute énergie » (HE) sera estimée à partir du rayonnement
diffusé dans la fenêtre « basse énergie » (BE) (cf. figure 25). La fenêtre haute énergie correspond à la
fenêtre de sélection spectrométrique où nous voulons obtenir des coïncidences corrigées de la
diffusion.
Figure 25: Représentation de la double fenêtre en énergie, utilisée pour la correction du rayonnement
diffusé.
38
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
HE
) sera
Le nombre de coïncidences non diffusées, enregistrées dans la fenêtre haute énergie ( C non
diffusé
défini par le rapport suivant :
C
HE
non diffusé
=
C HE × Rdiffusé − C BE
Rdiffusé − Rnon diffusé
Équation 12: Calcul des coïncidences non diffusées dans la fenêtre haute énergie, grâce à la méthode de la
double fenêtre en énergie.
Avec :
C BE = Coïncidences enregistrées dans la fenêtre basse énergie.
Rdiffusé =
BE
C diffusé
HE
C diffusé
Rnon _ diffusé =
BE
C non
diffusé
HE
C non
diffusé
Méthode de convolution – déconvolution.
Cette méthode repose sur une transformation des projections enregistrées dans la fenêtre en énergie, en
réalisant une convolution des données, ligne par ligne, avec une fonction du diffusé mesurée
expérimentalement. Le rayonnement diffusé ainsi estimé est ensuite soustrait aux projections
mesurées. Cette méthode a été tout d’abord développée pour des acquisitions en mode 2D (Bergström
et al., 1983), pour être ensuite implémentée pour le 3D (Iatrou et al., 2006). C’est la méthode qui est
appliquée pour la correction du rayonnement diffusé sur notre système TEP-TDM.
Calcul direct de la contribution du diffusé par simulation de Monte Carlo.
En connaissant la physique des interactions des photons avec la matière ainsi que la cartographie des
coefficients d’atténuation de la zone explorée, il est possible de réaliser des simulations pour estimer la
contribution du rayonnement diffusé au niveau des projections. (Meikle et al., 2003)
39
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
b. Atténuation des photons.
(Kinahan et al., 1998, 2003; Zaidi et al., 2003, Burger et al., 2002)
L’atténuation des photons est directement liée à l’interaction Compton des photons d’annihilation avec
les atomes de l’organisme. L’énergie de ces photons pourra également être totalement absorbée par
effet photo électrique. Dans ce cas là, ils ne seront pas détectés.
L’atténuation est caractérisée par le coefficient d’atténuation linéique µ (cm-1). Il traduit la probabilité
d’interaction des photons dans les milieux par unité de longueur. Le coefficient linéique d’atténuation
dépend de l’énergie (E) à laquelle on travaille et du numéro atomique (Z) des tissus traversés. La
figure 26 présente les coefficients d’atténuation linéiques en fonction de l’énergie pour l’eau, l’os
dense, le poumon.
Coefficients d'atténuation linéiques
1
0,9
Eau
Os dense
Poumon expiration
Poumon Inspiration
0,8
0,7
µ (1/cm)
0,6
0,5
0,4
0,3
0,2
0,1
0
50
100
150
200
250
300
350
400
450
500
Energie en keV
Figure 26: Coefficient d'atténuation linéique (cm-1) en fonction de l'énergie (keV) pour différentes
structures du corps humain.
L’atténuation des photons suit une loi exponentielle.
N = N 0 e − µx
Équation 13: Expression de l'atténuation d'un faisceau de photon étroit et monochromatique.
40
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
Avec :
N = Flux de photon après atténuation
N0= Flux de photons initial
µ = coefficient d’atténuation linéique de le structure traversée (cm-1)
x = épaisseur de la structure traversée (cm)
Les photons les plus atténués dans le corps humain ne seront pas détectés car ils seront rejetés après la
sélection spectrométrique évoquée précédemment. Ceci se traduira par une perte d’information dans
l’image, ainsi qu’une mauvaise quantification du signal. Cet effet touche prioritairement les régions
les plus profondes de l'objet examiné.
La correction de l’atténuation est indispensable en tomographie par émission de positons car
sans cette dernière, on estime qu’un photon sur deux n’est pas détecté.
Le principe de cette correction repose sur une estimation de la cartographie représentant la distribution
spatiale des coefficients d’atténuation à 511 keV. Ceci permettra d’estimer dans quelle mesure les
photons subiront l’atténuation, en fonction de leur lieu de l’annihilation dont ils sont issus.
Il existe plusieurs méthodes d’estimation de cette cartographie, parmi lesquelles celles ne nécessitant
pas de données de transmission et celles utilisant des données supplémentaires de transmission. (Zaidi
et al., 2003).
i. Cartographie des coefficients d’atténuation à 511 keV sans données de
transmission.
Basées sur le calcul, elles ne sont plus utilisées : elles sont applicables seulement si la géométrie est
simple et la région homogène, ce qui est rarement le cas en clinique. Les facteurs de correction
d’atténuation sont en fait calculés en réalisant une estimation a priori de la géométrie de l’objet.
ii. Cartographie des coefficients d’atténuation à 511 keV avec des données
supplémentaires de transmission.
Une image de transmission permettra de déduire les coefficients d’atténuation de la zone explorée. Ces
données de transmission seront réalisées soit en utilisant une source radioactive ou un tube à rayons X.
41
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
Utilisation d’une source de 68Ge (émetteur de positons, période radioactive de 270 jours).
Cette source tourne sur l’anneau décrit par la couronne de détecteurs et les données seront acquises en
coïncidence. Les principaux avantages de cette technique sont que l’on obtient directement la carte
d’atténuation à 511 keV. En revanche, le temps mort du détecteur proche de la source est élevé et la
durée totale de l’examen est significativement augmentée : il est recommandé de faire une acquisition
par transmission d’environ 10 minutes par pas de TEP.
Les données de transmission pourront également être contaminées par les photons de 511keV
provenant de l’injection du radiopharmaceutique. De plus, la source doit être fréquemment replacée,
d’où un coût de fonctionnement élevé. Enfin, la présence de sources émettrices de positons
relativement actives pose des problèmes de radioprotection.
Emploi d’une source de 137Cs (photons de 662 keV, période radioactive de 30,2 années).
Les données sont acquises en mode "single" (détection d’un photon dans la fenêtre en énergie,
indépendamment de la fenêtre temporelle): il n’y a donc pas de problème de temps mort des détecteurs
comme avec la source de 68Ge. De plus, il y a une diminution du bruit dans les données par rapport au
germanium grâce à une énergie photonique plus élevée.
En plus du temps d’acquisition des données de transmission, l’inconvénient de cette méthode est que
l’on reconstruit la carte d’atténuation à 662 keV alors qu’on souhaite l’obtenir à 511 keV. Il faudra
donc calculer les coefficients d’atténuation à la bonne énergie.
Acquisition des données de transmission grâce à un examen tomodensitométrique.
(Kinahan et al, 1998, Zaidi et al, 2003).
Cette dernière méthode qui est employée sur notre dispositif TEP-TDM, est actuellement la plus
utilisée.
Le principal avantage est la rapidité de l’acquisition des données, ce qui diminue la durée de l’examen.
De plus, le bruit statistique est faible et il n’y a pas de contamination des données par le 18F-FDG car
le flux de photons du TDM est nettement supérieur.
Cependant, il existe deux problèmes majeurs dans la correction de l’atténuation utilisant le TDM :
Tout d’abord, la non correspondance spatiale entre les données TEP et les données TDM liée à
la très grande différence de durée d’acquisition entre les deux modalités (quelques secondes pour le
premier versus quelques minutes pour le second); En effet, les mouvements internes tels que les
mouvements respiratoires ou cardiaques sont figés par le TDM et moyennés par le TEP.
Ensuite, la conversion de la carte des µ, obtenus aux énergies du TDM (photons X produits par
des tensions accélératrices allant de 40 kV à 140 kV) et qui doivent être calculés à l’énergie des
photons d’annihilation.
42
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
Pour cela, une courbe de conversion est appliquée aux données tomodensitométriques : cette courbe
donne les µ 511keV en fonction des nombres de Hounsfield. Nous avons réalisé un travail sur cette
courbe de conversion qui a permis de proposer une méthode originale de contrôle qualité de la
correction d’atténuation en TEP basée sur les données TDM (Serre et al., 2004, cf. annexe 3).
Ces cartographies des coefficients d’atténuation seront fusionnées avec les données brutes du TEP, ce
qui permet d’obtenir après reconstruction, des images corrigées de l’atténuation.
Une autre conséquence de la diffusion des photons dans l’organisme est l’enregistrement de
coïncidences fortuites, ne provenant pas de la même annihilation. Nous allons voir dans le paragraphe
suivant la façon dont sont prises en compte des coïncidences fortuites.
I. C. 2. Les coïncidences fortuites
Il existe deux méthodes principales de correction des évènements fortuits sur le TEP-TDM Discovery
ST4 de GEHC.
•
Méthode dite « Randoms From Singles »
Une estimation des coïncidences fortuites (CF) va être réalisée à partir des évènements uniques
détectés par le système.
Ceci est basé sur l’équation de calcul de ces CF (cf. équation 2 page 14).
Cette méthode permet une correction des CF sans ajouter de bruit supplémentaire au signal.
Cependant, il faudra être sûr de l’exactitude de la mesure des évènements uniques, en particulier
lorsqu’on observe un changement rapide du signal détecté comme pour des acquisitions dynamiques
ou encore lorsqu’on enregistre une acquisition synchronisée à la respiration. (Stearns et al, 2008)
•
Méthode dite « Delayed Event Substraction
Le principe repose sur le retardement d’un des deux photons testé dans le circuit de coïncidence.
Ce retard d’environ 100 ns permettra d’obtenir dans le canal « retardé » seulement les CF car une
coïncidence formée à partir d’un évènement retardé ne pourra pas provenir d’une coïncidence vraie ou
d’une coïncidence diffusée.
43
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
Ces coïncidences fortuites seront par la suite retirées de l’ensemble des évènements enregistrés. Seules
les coïncidences vraies et diffusées resteront après cette soustraction.
Cette méthode permet une bonne estimation des CF mais présente tout de même deux principaux
inconvénients.
Tout d’abord, ce calcul est une source de bruit non négligeable pour les sinogrammes. En effet ce
calcul propage le bruit obéissant à la loi de Poisson de chaque ligne de réponse.
De plus, cette méthode nécessite une grande capacité de stockage si l’on veut essayer de réduire ce
bruit : en effet on pourra alors lisser le sinogramme des évènements fortuits mais il faudra alors une
double capacité de stockage afin de stocker ce sinogramme ainsi que le sinogramme de l’ensemble des
évènements détectés.
(Meikle et al, 2003, Stearns et al, 2008)
I. C. 3. L’effet de volume partiel
(Buvat et al., 2007, Soret et al., 2007)
Lorsqu’une structure a une taille inférieure à deux fois la résolution spatiale des images reconstruites,
l’amplitude de son signal se trouvera diluée avec le signal des structures environnantes. Ceci
entraînera donc une sous-estimation de l’activité dans les structures de petites tailles. C’est l’effet de
volume partiel.
Ceci est causé tout d’abord par une résolution spatiale du système limitée du système TEP. L’image
est le résultat d’une convolution de l’objet par la Fonction de Dispersion Ponctuelle (FDP). La FDP
décrit la réponse d’un dispositif d’imagerie pour une source ponctuelle.
FDP
Figure 27: Opération de convolution entre l'objet à imager et la Fonction de Dispersion Ponctuelle pour
l'obtention de l'image.
A cause de la résolution spatiale finie du système, l’image d’une petite source sera une tache : une
partie du signal de la source s’étend et sera donc hors de la « vraie » source (cf. figure 27).
44
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
L’effet de volume partiel sera aussi directement lié à l’échantillonnage de l’image. Les voxels
composant l’image ne coïncident pas forcement exactement aux bords de la lésion à imager.
Cet effet de volume partiel affectera l’image qualitativement et quantitativement. La compensation de
cet effet est difficile car l’activité à l’intérieur de la lésion se répand vers l’extérieur (appelé « spill
out ») mais aussi l’activité environnante de la tumeur va se répandre dans cette dernière (appelé « spill
in ») (cf. figure 28).
Figure 28: Phénomène de "spill-out" et "spill-in" observé pour une tumeur dans un milieu environnant
radioactif. (D’après Soret et al., 2007)
L’effet de volume partiel dépendra de plusieurs paramètres :
-
La taille et la forme des lésions : plus la tumeur est petite et de forme non sphérique, plus elle
sera soumise à cet effet. Ceci déterminera le « spill-out ».
-
Le milieu environnant des lésions qui déterminera le « spill-in ». Ce « spill-in » sera très
difficile à estimer lorsque la tumeur sera entourée de tissus différents, présentant des fixations
différentes.
-
La résolution spatiale du système, qui influera sur la façon dont s’étalera le signal. Une très
bonne résolution spatiale entraînera un étalement minime.
-
L’échantillonnage des images, défini par la taille de la matrice de reconstruction. Plus les
pixels seront grands, plus l’information qu’ils contiennent sera un « mélange » de différents
tissus, ce qui pourra entraîner une mauvaise estimation de l’activité.
-
La façon de mesurer le taux de fixation standard qui pourra donner des valeurs très différentes,
si l’on travaille en fixation maximale ou fixation moyenne.
45
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
Plusieurs méthodes de correction de l’effet de volume partiel sont disponibles, mais il n’existe pas à
l’heure actuelle de méthode de référence utilisable en routine clinique.
On pourra distinguer les méthodes de correction qui seront appliquées sur une zone de l’image, de
celle appliquées aux voxels de l’image.
La méthode la plus décrite car la seule utilisée en TEP corps entier est celle basée sur les coefficients
de recouvrement (CR). Ces CR seront mesurés sur fantôme, pour différentes tailles de sphères,
différents bruits de fond et pour une résolution spatiale de système définie.
Les taux de fixation standard de la lésion étudiée seront multipliés par l’inverse des coefficients de
recouvrement. Cette méthode assume que les lésions sont assimilées à des sphères de fixation
homogène, dans un milieu lui aussi homogène (« spill-over » entre deux structures).
D’autres méthodes sont disponibles, mais elles ont été utilisées en routine uniquement sur des images
de cerveau et ne sont pas pour l’instant applicables à une imagerie corps entier.
La société SIEMENS Medical Systems, sur le TEP-TDM Inside Biograph TruePoint propose une
correction de l’effet de volume partiel en routine : les FDP sont mesurées dans l’ensemble du champ
de vue à l’aide d’un fantôme, ce qui permet de définir une matrice qui sera appliquée lors de la
reconstruction des images.
I. C. 4. Le temps mort des détecteurs.
Le temps mort peut être défini comme une limitation du système à estimer le taux de comptage,
lorsque celui-ci est élevé. Chaque sous système de la TEP a besoin d’un minimum de temps pour
enregistrer deux évènements comme étant distincts. Lorsque le taux de comptage augmente, la
probabilité pour que deux évènements arrivent dans un minimum de temps augmente elle aussi. La
linéarité de la réponse du système est donc compromise.
La fraction du temps mort est définie comme le rapport entre le taux de comptage mesuré et le taux de
comptage théorique (correspondant à une réponse linéaire).
Plusieurs sources de temps mort ont pu être relevées :
•
La durée d’intégration du signal nécessaire pour la détection d’un évènement, c'est-à-dire
le délai entre l’arrivée du photon dans le cristal scintillant, et le signal électrique qui en
résulte à la sortie du photomultiplicateur.
46
Chapitre 1 – Généralités
La Tomographie par Emission de Positons.
•
Le temps de réinitialisation du système, après avoir traité une coïncidence. Il existe un
délai pendant lequel le système n’est pas capable de traiter d’autre signal. Nous pouvons
citer par exemple le temps nécessaire à la décroissance lumineuse du cristal scintillant.
•
Les multiples coïncidences, c’est à dire celles arrivant durant une même fenêtre temporelle
de coïncidence.
•
L’architecture du circuit de coïncidences : en effet, plusieurs détecteurs dépendent du
même circuit de coïncidence. En présence d’une arrivée simultanée de coïncidences sur
des détecteurs desservis par le même circuit, certains signaux ne pourront pas être
enregistrés.
La méthode la plus simple de correction de ce temps mort est basée sur une table contenant les
facteurs de correction des temps morts. Cependant la méthode la plus précise consiste en une mesure
en temps réel du temps mort de chaque sous système du tomographe. (Meikle et al, 2003)
I. C. 5. Le mouvement des patients ou des organes internes.
On distingue les mouvements fortuits des mouvements physiologiques (respiratoires et cardiaques).
La principale raison des mouvements fortuits est la durée assez longue des examens tomographiques :
en effet un examen TEP pour un patient de taille « classique » durera environ 30 minutes pour couvrir
la zone tête – genou. Certains patients ont des difficultés à rester immobiles durant cette durée.
Les mouvements physiologiques liés à la respiration du patient sont eux inévitables. Ce sont ces
mouvements ainsi que leur incidence qui seront étudiés dans le travail qui va suivre.
Nous allons plus particulièrement nous attacher aux mouvements respiratoires ainsi qu’à leur
incidence dans la prise en charge en TEP-TDM des cancers pulmonaires. Nous allons aborder cette
thématique dans le paragraphe qui suit.
47
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
II - Les cancers pulmonaires.
Les cancers représentent la deuxième cause de mortalité en France derrière les affections cardiovasculaires. Le cancer pulmonaire reste le plus meurtrier avec 27743 décès en 2000 (données réseau
FRANCIN).
Les progrès thérapeutiques reposent entre autres sur :
L’amélioration de la performance des bilans d’extension de cette pathologie dont le traitement
curatif reste essentiellement chirurgical,
Une meilleure précision balistique de la radiothérapie externe qui exige une meilleure
discrimination entre tissu sain et tissu tumoral,
Le développement de nouvelles molécules thérapeutiques.
II. A. Classification.
Parmi les différents types de cancers du poumon, les cancers dits non à petites cellules, cancer
épidermoïde, adénocarcinome sont potentiellement curables si la tumeur peut être enlevée.
En dehors des contre-indications médicales à la chirurgie en raison de pathologies associées
incompatibles avec la chirurgie, ces tumeurs peuvent ne pas être curables :
-
soit parce que la tumeur est non résécable car ayant infiltré des structures de voisinage que
l’on ne peut pas enlever (gros vaisseaux, coeur)
-
soit parce que la maladie a disséminé (métastases ganglionnaires ou viscérales) ce qui rend
caduque une approche thérapeutique locale.
Ainsi, on définit le stade de la maladie selon une classification internationale TNM, définie par :
-
la taille de la tumeur et sa topographie (T). La valeur de T dépendra de la taille et de la
localisation de la tumeur, comme il est visible dans la figure ci-dessous.
Figure 29: Valeur de T selon la localisation et la taille des tumeurs pulmonaires.
49
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
-
l’atteinte ou non des ganglions des hiles ou du médiastin (N). La cartographie des ganglions
du médiastin est montrée ci-dessous :
Figure 30: Cartographie des ganglions du médiastin.
-
l’existence ou non de métastases à distance (M).
Le bilan d’extension constitue donc un élément indispensable pour définir la conduite à tenir, à côté
des procédures diagnostiques conventionnelles telles que la radiographie, la tomodensitométrie,
l’endoscopie. L’examen TEP au
18
F-FDG est devenu un outil indispensable permettant de mieux
apprécier l’extension loco régionale et générale de la maladie.
Cependant, l’exactitude des images TEP pourra être diminuée à cause des mouvements que subissent
les tumeurs pulmonaires lors de la respiration ; nous allons détailler dans le paragraphe suivant
l’influence de la respiration sur les mouvements des tumeurs pulmonaires.
II. B. Influence de la respiration sur les mouvements des tumeurs
pulmonaires.
II. B. 1. La respiration
a. Définition.
(Baud, 2003; Shirato et al., 2004)
La respiration se définit comme l’ensemble des fonctions assurant l’échange oxygène-gaz carbonique
entre l’atmosphère et les cellules de l’organisme. La fonction principale du poumon est l'échange
gazeux : l’oxygène de l’air atmosphérique pourra pénétrer dans le sang veineux et le gaz carbonique
pourra en sortir.
La ventilation qui assure ces échanges gazeux permet le renouvellement périodique de l’air contenu
dans les alvéoles pulmonaires.
50
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
C'est un phénomène périodique fait d'une succession de cycles ventilatoires; chaque cycle est constitué
par un mouvement d'inspiration qui fait pénétrer un certain volume d'air dans les poumons et par un
mouvement d'expiration qui rejette l'air dans l'atmosphère.
Lors de l’inspiration, l’ensemble poumon/paroi thoraco-abdominale s’agrandit et la pression à
l’intérieur de ces alvéoles diminue. Cette diminution de pression (Loi de Boyle) entraînera une arrivée
d’air extérieur dans ces alvéoles par gradient de pression. L’agrandissement de l’ensemble
poumon/paroi thoraco-abdominale est provoqué par la contraction des muscles inspiratoires qui sont
principalement le diaphragme et les intercostaux externes. Le diaphragme est un muscle en forme de
coupole. Sa contraction entraîne un abaissement de son sommet ce qui se traduira par un
agrandissement de l’axe vertical du thorax. Le diaphragme assure 2/3 du travail inspiratoire.
L’expiration est un phénomène passif qui est du à l’élasticité propre du thorax et de l’abdomen, ainsi
qu’à la tension des liquides recouvrant les bronches et alvéoles.
Les mécanismes d’inspiration et d’expiration sont illustrés dans la figure 31.
Cage thoracique
Diaphragme
Figure 31: Eléments de physiologie pulmonaire (D’après Baud, 2003 et Shirato et al., 2004).
b. Caractéristiques de la respiration
i. Les volumes pulmonaires.
Il existe 4 volumes principaux (cf. figure32) :
•
VC, Volume Courant (volume tidal selon son appellation anglo-saxonne) qui correspond au
volume d’air échangé entre le poumon et l’air extérieur lors de chaque respiration. Il est
d'environ 500 mL chez un homme jeune normal.
51
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
•
VRI, Volume de Réserve Inspiratoire (air complémentaire) qui correspond au volume d'air qui
peut encore être inspiré au-delà du volume courant normal. Il est généralement équivalent à
environ 3 litres chez l'homme.
•
VRE, Volume de Réserve Expiratoire qui correspond au volume d'air qui peut encore être
expiré par une expiration forcée après la fin d'une expiration normale. Il est normalement
d'environ 1100 mL chez l'homme jeune.
•
VR, Volume Résiduel qui correspond au volume d'air restant dans les poumons après une
expiration très forcée. Ce volume est de 1200 mL environ chez l'homme.
VRI
Capacité
inspiratoire
CV
Capacité
Vitale
VT
Capacité
Totale
Pulmonaire
Volume
de Réserve
Expiratoire
VRE
VR
Volume
Résiduel
Figure 32: Les différents volumes pulmonaires.
ii. Fréquence des mouvements respiratoires
La fréquence respiratoire moyenne est de 15 à 20 cycles / minute chez l’adulte normal.
En présence de pathologie pulmonaire, cette valeur pourra être beaucoup plus élevée (Tobin et al,
1983a,b).
iii. Modélisation de la respiration.
Plusieurs auteurs ont essayé de modéliser la respiration, afin d’estimer la position du poumon en
fonction du temps. Le modèle le plus utilisé est celui de Lujan, qui modélise la respiration dans la
direction supéro-inférieure, dont l’équation est présentée ci-dessous (Lujan et al., 1999).
52
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
 π ×t 
z (t ) = z0 − b cos 2 n 

τ − φ 
Équation 14: Equation de Lujan.
Avec :
z(t) : position de l’organe étudié en fonction du temps.
zo : position à l’expiration
b : amplitude de la respiration
τ : période du cycle respiratoire
Φ : phase de début du cycle respiratoire.
n : degré d’asymétrie du modèle
Les paramètres tels que l’amplitude du mouvement ainsi que le degré d’asymétrie sont déterminés par
fluoroscopie. En règle générale, l’expiration est beaucoup plus longue que l’inspiration
(Balter et al., 1998).
Cette équation peut être utilisée en radiothérapie pour corriger les distributions de dose en fonction de
n et de b (Lujan et al., 2003), évaluer les effets des mouvements sur la dose fractionnée ainsi que pour
évaluer les mouvements de la tumeur en fonction des mouvements pulmonaires (George et al., 2005).
Cependant, cette équation assume que l’amplitude du mouvement ainsi que la fréquence restent
constantes, ce qui n’est pas le cas en réalité (Seppenwoolde et al. 2002).
Des modèles prenant en compte les mouvements dans les 3 dimensions de l’espace ont été développés,
cependant ils ne sont pas applicables en clinique à cause de leur complexité.
II. B. 2. Influence des mouvements respiratoires.
Selon le rapport du groupe 79 de l’association Américaine de physique médicale (AAPM), les
principaux organes touchés par la respiration sont les poumons, l’œsophage, le foie, le pancréas, les
seins, la prostate et les reins (Keall et al., 2006).
Ces mouvements sont décrits dans les 3 directions de l’espace, à savoir :
•
Direction cranio caudale, inscrite dans le « plan transverse »,
•
Direction antéro postérieure, inscrite dans le « plan coronal»
•
Direction gauche droite inscrite dans le « plan sagittal ».
Ces plans de coupe sont représentés dans la figure 33 page 54.
53
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
Figure 33: Plans de coupe sagittal, coronal et transverse.
La plupart des études se basent sur les images de fluoroscopie pour étudier les mouvements
respiratoires, soit en suivant les mouvements de la tumeur elle-même, soit en analysant les
déplacements de marqueurs placés à l’intérieur de la masse tumorale ou dans ses alentours (Ekberg et
al., 1998, Chen et al., 2001, Seppenwoolde et al. 2002, Shirato et al., 2004).
Bien qu’aucune règle n’ait pu être établie en ce qui concerne les déplacements des tumeurs
pulmonaires (Stenvens et al., 2001), un consensus s’accorde à dire que les tumeurs situées à la base
pulmonaire, près du diaphragme, bougent plus que celles situées à l’apex pulmonaire ou celles
accrochées à des structures anatomiques rigides (paroi thoracique, vertèbres). De plus, le déplacement
de ces tumeurs est trouvé majoritairement plus important dans la direction cranio caudale, que dans les
sens antéropostérieurs ou latéraux (Van Sörnsen de Koste et al., 2003, Plathow et al., 2004). Cette
constatation s’applique également au cas des tumeurs hépatiques qui sont elles aussi soumises aux
mouvements respiratoires. (Beddar et al., 2007)
Un item du rapport de l’AAPM présenté dans le tableau ci-dessous (cf. tableau 3 page 55) regroupe les
différentes amplitudes de mouvement des tumeurs pulmonaires trouvées par différents auteurs dans la
littérature (Keall et al., 2006).
54
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
Observateur
Barnes
Chen
Ekberg
Engelsman
Erridge
Ross
Grills
Hanley
Murphy
Plathow
Localisation
SI
18,5 (9-32)
7,5 (2-11)
(0-50)
3,9 (0-12)
(2-6)
(2-9)
12,5 (6-34)
(2-30)
12 (1-20)
7 (2-15)
9,5 (4,5-16,4)
7,2 (4,3-10,2)
4,3 (2,6-7,1)
5,8 (0-25)
(0-13)
4,5 (0-22)
Lobe inférieur
Lobe moyen et supérieur.
Lobe moyen et supérieur.
Lobe inférieur
Lobe supérieur
Lobe moyen
Lobe inférieur
Lobe inférieur
Lobe moyen
Lobe supérieur
Seppenwoolde
Shimizu
Sixel
Stevens
Direction
AP
2,4 (0-5)
9,4 (5-22)
1 (0-5)
0
1 (0-4)
(0-10)
5 (0-13)
6,1 (2,5-9,8)
4,3 (1,9-7,5)
2,8 (1,2-5,1)
2,5 (0-8)
6,4 (2-24)
(0-5)
-
GD
2,4 (0-5)
7,3 (3-12)
1 (0-3)
9 (0-16)
10,5 (0-13)
(0-6)
1 (0-1)
6 (2,9-9,8)
4,3 (1,5-7,1)
3,4 (1,3-5,3)
1,5 (0-3)
(0-4)
-
Tableau 3: Mouvement des tumeurs pulmonaires dans les directions supéro-inférieure, antéro-postérieure
et gauche-droite. Valeurs moyennes en mm et (valeurs maximales - valeurs minimales). (D’après Keall et
al., 2006)
Seppenwoolde et al. ont étudié par fluoroscopie les mouvements de tumeurs pulmonaires chez 20
patients, après avoir posé un marqueur dans la tumeur dont le mouvement a été traqué en temps réel.
Ils ont pu mettre en évidence que lorsqu’on considère les mouvements S-I, il existe une nette
différence entre les déplacements des tumeurs pulmonaires basales et non attachées à des structures
rigides (12 mm +/-6) comparé à celles de l’apex pulmonaire et non attachées (2 mm +/- 2).
Pour les directions A-P (2,2 mm +/- 1,9) et G-D (1,2 mm +/- 0,9), ils n’ont pas noté de d’influence du
positionnement de la tumeur par rapport aux mouvements de cette dernière (Seppenwoolde et al.,
2002).
Des résultats similaires ont été trouvés par Ekberg et al. qui ont mené une étude fluoroscopique sur 20
patients atteints de cancer pulmonaires afin d’évaluer le mouvement du volume cible clinique lié à la
respiration (Ekberg et al., 1998). Les mouvements les plus importants étaient là encore dans la
direction cranio caudale (12 mm +/- 2,6).
55
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
Cependant, il faudra se montrer prudent en ce qui concerne l’évaluation des mouvements des tumeurs
pulmonaires et étudier le problème au cas par cas : en effet Hoisak et al. ont réalisé une étude sur 11
patients et ont mis en évidence des mouvements plus importants pour les tumeurs des lobes supérieurs,
par rapport à celles des lobes inférieurs (Hoisak et al., 2004).
De plus, Stevens et al. ont montré que le déplacement des tumeurs pulmonaires était indépendant de
leur taille et localisation (Stevens et al., 2001).
D’autres auteurs se sont appuyés sur la tomodensitométrie pour déterminer ces mouvements (Giraud et
al., 2001b, Allen et al., 2004)
Une étude menée sur 20 patients a permis de mettre en évidence, pour les apex pulmonaires, une
différence moyenne entre les positions en inspiration et en expiration d’environ 7 mm dans les 3
directions de l’espace, en notant une différence plus marquée dans l’axe cranio caudal. Un
déplacement plus important est retrouvé ici pour les lobes médians et inférieurs que pour les lobes
supérieurs (Giraud et al., 2001b).
Allen et al. ont établi les mouvements moyens des volumes tumoraux macroscopiques : 10 mm dans
l’axe cranio caudal, 9 mm dans l’axe antéropostérieur et 8 mm dans l’axe gauche droit.
Le phénomène d’hystérésis a été observé chez dix patients sur les vingt étudiés par Seppenwoolde,
avec des différences de trajets entre l’inspiration et l’expiration allant de 1 à 5 mm (Seppenwoolde et
al., 2002). L’hystérésis est un mouvement typique des tumeurs pulmonaires qui suivront un chemin
différent pendant l’inspiration et pendant l’expiration. L’hystérésis ajoutera une difficulté
supplémentaire dans la prise en compte des mouvements des tumeurs pulmonaires.
La présence d’hystérésis peut être déterminée en calculant la différence de phase entre les différentes
courbes des cycles respiratoires. Ceci démontre bien l’importance de prendre en compte non
seulement le mouvement des tumeurs pulmonaires mais aussi la phase du cycle respiratoire concernée.
Les mouvements des tumeurs pulmonaires montrent donc des déplacements qui sont très variables
d’un patient à l’autre. Il n’existe pas de règle de référence quant à la façon dont ces tumeurs vont se
déplacer en fonction de leur localisation.
Pour conclure ce chapitre sur les cancers pulmonaires, nous allons dans un dernier paragraphe étudier
la place de la TEP au 18F-FDG dans la prise en charge des cancers pulmonaires.
56
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
II. C. Place de la TEP au
18
F-FDG dans la prise en charge des cancers
pulmonaires.
Un nombre très important de références bibliographiques traitent de ce sujet: le site internet Pubmed
recense en effet plus de 2000 références pour des requêtes concernant « Lung cancer and PET ». Nous
allons donc récapituler les résultats principaux.
L’examen TEP au
18
F-FDG a maintenant une place de choix dans le bilan d’extension, dans la
prédiction de la réponse thérapeutique et dans la planification du traitement en radiothérapie.
II. C. 1. Bilan d’extension.
•
Cancers non à petites cellules (CPNPC)
L’examen TEP au
18
F-FDG est particulièrement performant pour le bilan d’extension médiastinale
dont la sensibilité, la spécificité et l’exactitude sont respectivement de 88%, 91% et 89%, ceci
comparé avec un examen TDM pour lequel ces valeurs sont 77%, 76% et 77% (Halter et al., 2004).
L’utilisation de cet examen est également reconnue pour le bilan d’extension général et en particulier
dans la détection de métastases à distance, ce qui entraînera des changements radicaux dans la prise en
charge des patients (Kalff et al., 2001; Van Tinteren et al., 2002 ; Mah et al., 2002).
De manière générale, Lardinois et al. ont démontré la supériorité de la TEP par rapport au TDM pour
l’exactitude du diagnostic, le bilan d’extension, la détection de ganglions (Lardinois et al., 2003).
•
Carcinome à petites cellules.
Etant donnée la classification « binaire » de ces types de cancers, le bilan d’extension sera très
important. Schumacher et al. ont montré que la TEP a entraîné une nouvelle classification dans le
stade supérieur chez 29% des patients (Schumacher et al., 2001).
Ici aussi l’examen TEP présentera une valeur pronostique, les patients présentant un taux de fixation
élevé auront un pronostic beaucoup plus sombre. (Pandit et al. 2003)
57
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
II. C. 2. Valeur pronostique de la TEP .
Le taux de fixation des tumeurs est un marqueur de l’agressivité de la tumeur : une corrélation
significative a été mise en évidence entre la valeur du SUV de la lésion initiale et la présence de
ganglion ou de métastase à distance (Sachs et al., 2005).
L’examen TEP au 18F-FDG permettra d’estimer la réponse de la lésion au traitement.
Le SUV donne une bonne prédiction de la réponse à la radiothérapie (Borst et al., 2005).
La variation du SUV est également un facteur prédictif de la réponse à la chimiothérapie : Cerfolio et
al. ont montré qu’avec une diminution du SUVmax de 80%, on peut prédire une réponse complète de la
tumeur au traitement avec une sensibilité de 90%, une spécificité de 100% et une exactitude de 96%
(Cerfolio et al., 2004).
II. C. 3. Tep et radiothérapie.
On estime qu’environ un patient sur deux aura une radiothérapie au cours de son traitement. (Gregoire
et al., 2007).
La planification de traitement débute par une délinéation du volume à irradier appelé « volume cible ».
L’objectif de la radiothérapie étant de délivrer un maximum de dose à la lésion tout en limitant
l’irradiation des tissus sains, la définition de ce volume cible est une étape clé dans le processus de
planification du traitement.
Différentes marges de sécurité ont été définies par l’ « International Commission on Radiation Unit »
(ICRU), dans le rapport 62.
•
GTV (Gross Tumor Volume) : volume tumoral macroscopique.
•
CTV (Clinical Tumor Volume) : volume tumoral anatomoclinique.
•
PTV (Planning Target Volume) : volume cible prévisionnel. Il prend en compte les
incertitudes liées aux mouvements. On peut le décomposer en un volume cible interne (ITV
Internal Target Volume) auquel on rajoute une marge de mise en place, qui correspond aux
incertitudes de positionnement du patient durant le traitement.
Ces volumes sont illustrés dans la figure 34 page 59.
La TEP au FDG permet de définir un autre volume : le « Biological Target Volume » (BTV) qui prend
en compte les informations métaboliques en plus des informations anatomiques classiques. (Bradley et
al., 2004a, Giammarile et al., 2007)
58
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
Figure 34: Volumes définis par l'ICRU 62.
La méthode classique pour définir les volumes cibles est la tomodensitométrie.
Cependant, son manque de sensibilité et de spécificité pour distinguer les tissus sains des tissus
tumoraux tend à laisser une place de choix à la TEP (Bachaud et al., 2005).
Environ 30% des patients atteints de cancer pulmonaire non à petites cellules (CPNPC) deviendront
inéligibles à la radiothérapie après examen TEP pour cause de maladie métastatique ou extra
thoracique trop importante (Bradley et al., 2004b). La sélection initiale des candidats à la radiothérapie
est essentielle : Mac Manus et al. ont démontré une mortalité plus faible après radiothérapie chez des
patients ayant bénéficié d’une planification de traitement avec un examen TEP, qui aura permis par
exemple d’éviter une radiothérapie inutile chez des patients métastatiques. (Mac Manus et al., 2002)
La planification du traitement basée sur un examen TEP-TDM permet également de diminuer la
variabilité intra et inter observateur pour la délinéation du volume cible (Ashamalla et al., 2005 ; Van
Baardwijk et al. 2006).
De plus, beaucoup d’études ont pu mettre en évidence un changement significatif du volume cible
chez 25 à 50% des patients présentant un CPNPC.
Ce changement peut se traduire :
•
soit par une diminution du volume cible, liée principalement à la distinction entre le tissu
tumoral et l’atélectasie,
•
soit par une augmentation du volume cible, à cause d’une sous-évaluation au départ de la
tumeur primaire ou bien d’une inclusion de maladie ganglionnaire (Erdi et al., 2002,
Ashamalla et al., 2005 ).
Plusieurs auteurs ont pu mettre en évidence une diminution du V20 (pourcentage de volume pulmonaire
recevant une dose totale supérieure à 20 Gy) (Giraud et al., 2001a, Vanuytsel et al., 2000) .
59
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
Cependant, une des difficultés de la planification de traitement repose sur la méthode de délinéation du
volume cible. C’est une problématique commune avec l’évaluation de la réponse de la tumeur après
chimiothérapie où il faudra suivre précisément l’évolution de taille de la tumeur.
II. C. 4. Délinéation des volumes.
Différentes méthodes ont été proposées pour réaliser la définition des volumes, la plupart du temps
pour la planification du traitement en radiothérapie.
Nous pouvons citer :
•
Les algorithmes de segmentation automatique.
•
La délinéation visuelle, très dépendante de la personne la réalisant
•
La délinéation par méthode de seuillage en fonction du SUV maximal de la tumeur. Au dessus
d’une certaine valeur, on considère que le tissu est malin. Cette valeur est souvent fixée à 2,5.
•
La délinéation par méthode de seuillage en fonction de l’activité volumique maximale. Cette
dernière est la méthode la plus utilisée en clinique. Nous allons la détailler dans ce paragraphe.
Cette méthode basée sur l’utilisation d’un seuil S, défini en pourcentage, permet de déterminer un
contour de la tumeur en englobant tous les pixels dont l’activité volumique (Av) correspond au moins
au pourcentage S de l’activité volumique maximale (Av max) (cf. figure 35).
Ensemble des pixels dont
Av ≥ S × Av max
Tumeur à délinéer
Figure 35 : Délinéation d’une tumeur par la méthode de seuillage.
On comprend facilement l’intérêt d’appliquer un bon seuil pour délinéer les images car un seuil trop
haut entraînerait une mauvaise prise en compte du volume tumoral alors qu’inversement un seuil trop
bas délinéerait la lésion mais également les tissus sains aux alentours.
60
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
Deux méthodes principales ont été proposées pour définir le seuil à appliquer, par Erdi et al., et Daisne
et al.
Erdi et al. se sont basés sur les images TDM pour définir la taille des lésions à délinéer et en déduire
le seuil à appliquer aux images TEP (Erdi et al., 1997).
A partir d’une étude sur fantôme remplissable et avec des sphères de volume croissant (de 0,4 à
5,5 mL), ils ont déterminé une équation du seuil « idéal » en fonction de la taille des sphères et du
rapport d’activité volumique sphère / bruit de fond (cf. équation 15).
Le seuil idéal est celui pour lequel le volume des sphères (ou des tumeurs en clinique) mesuré
correspond au volume réel.
Seuil Idéal = A × e −C×Vol
Équation 15: Seuil Idéal défini par Erdi et al. (D’après Erdi et al., 1997)
A et C étant des paramètres définis expérimentalement en fonction du rapport sphère/bruit de fond et
pour chaque volume de sphère.
Figure 36 : Variation du seuil idéal en fonction du volume des sphères ainsi que du rapport sphère / bruit
de fond. (D’après Erdi et al., 1997)
Les courbes tendent vers une asymptote pour des volumes supérieurs à 4 mL : il sera alors aisé de
déterminer le seuil à appliquer, en évaluant le rapport « tumeur » sur « bruit de fond » en placant des
régions d’intérêt sur l’image TEP. Les seuils idéaux dans ces conditions-là sont situés entre 35 et
50 %.
Cette méthode est plus difficilement applicable pour des plus petits volumes en absence d’image
TDM : en effet, en dessous de 4 mL il faudra connaître précisement le volume de la tumeur afin de
connaitre le seuil à appliquer qui varie entre 75 et 35 % selon les rapports sphère/bruit de fond et selon
les volumes.
61
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
Cependant, cette méthode a été validée sur une série de dix patients et a montré une bonne corrélation
entre le volume TDM et le volume TEP déterminé à l’aide de l’équation 15.
Cependant, Nestle et al. ont critiqué ces méthodes de délinéation à seuil fixe car dans leur étude, elles
ne permettaient pas une bonne prise en compte de la totalité du volume cible (Nestle et al., 2005).
Cependant, ils ont choisi un seuil de façon arbitraire (40 %), alors que celui-ci doit être déterminé pour
chaque tomographe et en fonction des conditions de réalisation des examens.
Daisne et al. ont étudié une autre méthode de délinéation qui nécessite de connaître seulement le
rapport tumeur sur bruit de fond (appelé rapport signal/bruit (S/B)) (Daisne et al., 2003).
Ils ont en même temps étudié l’influence des méthodes de reconstruction d’image sur le seuil idéal.
Pour chaque méthode de reconstruction, ils ont calculé une courbe de régression permettant de mettre
en correspondance le signal S/B et le seuil idéal, indépendamment du volume étudié (cf. figure 37).
Figure 37: Variation du seuil idéal en fonction du rapport signal/bruit et de la méthode de reconstruction
d’image utilisée (rétroprojection filtrée ou OSEM avec différentes tailles de filtres de Gauss) (D’après
Daisne et al., 2003).
Leur méthode donne une bonne corrélation entre le volume attendu et celui mesuré, quelle que soit la
méthode de reconstruction utilisée.
62
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
Cependant, ils mentionnent bien que pour une délinéation optimale, il faut que chaque utilisateur
réalise des mesures sur son tomographe.
Nous avons évalué le seuil idéal sur notre imageur dans le cadre d’une étude sur la définition des
volumes cibles pour la radiothérapie (Dygaï-Cochet et al., 2006)
A partir d’une étude sur fantôme, nous avons trouvé un seuil idéal de 35% en mode 2D et de 40% pour
le mode 3D.
Une étude sur la délinéation dans le cas de cibles mobiles a été réalisée par Yaremko et al. (Yaremko
et al., 2005).
Pour cela ils ont comparé les seuils idéaux pour différents volumes de sphère, différents milieux (eau
et air) et différents types d’acquisitions : statiques, en mouvement, en mouvement avec une simulation
de synchronisation à la respiration.
Quel que soit le mode d’acquisition, ils ont mis en évidence que le seuil idéal est inversement
proportionnel au volume à délinéer. De plus, les seuils idéaux pour des acquisitions en mouvement
sont plus bas que pour des acquisitions en statique.
Enfin, les seuils idéaux à appliquer pour des acquisitions en mouvements synchronisés à la respiration
sont plus bas que pour des acquisitions statiques. Le tableau ci-dessous récapitule les valeurs de seuils
idéaux trouvés par Yaremko et al.
Volume des sphères
≤ 2mL
≥ 2mL
Acquisitions statiques
Acquisitions en mouvement
Acquisition en mouvement
synchronisées à la respiration
Eau
Air
Air
50% à 65%
55%
30% à 55%
40%
50%
25%
Air
30%
25%
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 (D’après Yaremko et al., 2005).
Il n’y a pas vraiment de consensus quant au meilleur seuil à appliquer. Cependant il faut retenir que ce
dernier doit être déterminé pour chaque tomographe, en prenant en compte les conditions d’acquisition
de ces images.
63
Chapitre 1 – Généralités
Cancers pulmonaires et TEP au 18F-FDG.
Ainsi, on comprend que la précision de définition d’un volume tumoral, de l’évaluation de l’activité
glycolytique est très importante pour la définition du volume cible en radiothérapie et pour
l’évaluation des thérapeutiques.
Or à l’évidence et comme nous venons de le démontrer, le poumon est un organe mobile et les
tumeurs présenteront des mouvements pouvant aller jusqu’à plusieurs centimètres dans certaines
directions.
Nous allons voir, dans le chapitre suivant, les techniques mises en œuvre pour la prise en compte des
mouvements respiratoires lors de l’acquisition d’images TEP-TDM, afin de garantir une bonne
précision des images obtenues.
64
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
III - Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEPTDM.
Ce chapitre est au centre de la problématique posée dans le travail exposé ici : quelles sont les
méthodes à mettre en œuvre pour limiter l’impact de la respiration sur la qualité de l’examen TEPTDM pour des cancers bronchiques?
L’imagerie TEP peut être considérée de longue durée si on la compare à un examen TDM. En effet, il
faudra entre 5 et 10 minutes selon les paramètres utilisés pour réaliser une image de la zone
pulmonaire, alors qu’en TDM quelques dizaines de secondes suffiront.
Tout ceci se traduira sur les images TEP de la zone pulmonaire par un flou dans l’image. En effet,
nous n’aurons donc pas une image « figée » à un instant « t » comme pour le TDM, mais une image
« moyennée » sur l’ensemble des cycles respiratoires. Ceci entraînera un étalement des lésions
détectées sur les images ainsi qu’une diminution du taux de fixation, le nombre de coups détectés
restant le même mais étant réparti dans un volume plus grand. De façon générale, une diminution de la
qualité d’image sera mise en évidence associée notamment à une diminution du rapport signal sur
bruit et entraînant une difficulté à estimer le SUV ainsi qu’à délinéer les volumes pour la
radiothérapie. (Nehmeh et al. 2002a)
De plus, les différents temps d’acquisition des images TEP et TDM se traduiront par un mauvais
alignement spatial des deux séries de données (Osman et al., 2003). Pan et al. ont mis en évidence des
différences d’alignement entre les séries TEP et TDM d’un même patient de 0 à 7cm dans les cas les
plus extrêmes (Pan et al., 2005a). Ce mauvais alignement peut cependant être amoindri en réalisant le
TDM en expiration bloquée (Goerres et al., 2002).
A moindre échelle, les tomodensitométries sont également perturbées par la respiration. Les structures
anatomiques seront en effet déformées sous l’effet de la respiration ainsi que du déplacement
simultané mais asynchrone de la table. (Low et al., 2003). Par exemple, un artéfact couramment
observé est une distorsion du dôme hépatique au niveau de la jonction du poumon et du diaphragme
(Rietzel et al., 2005).
65
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Une tendance actuelle vise donc à prendre en compte la respiration des patients lors de l’acquisition
des images, technique communément appelée « synchronisation respiratoire » ou imagerie « 4D », la
4ème dimension étant représentée par la variable temporelle. L’appellation anglo-saxonne « gating »
(provenant du nom « gate » = porte) est fréquemment utilisée pour décrire cette méthode.
Le principe général de la synchronisation repose sur un enregistrement simultané du signal TEP ou
TDM et du cycle respiratoire du patient, afin de pouvoir ensuite reclasser les images dans différentes
phases en fonction du moment du cycle respiratoire où elles ont été acquises. Ces phases seront aussi
appelées « gates » ou « bins ».
L’enregistrement du signal respiratoire du patient pourra être réalisé :
-
soit en suivant directement les mouvements de la tumeur elle-même grâce à des marqueurs
implantés au sein de cette dernière,
-
soit en utilisant des dispositifs externes, permettant d’enregistrer des grandeurs variant du fait
des mouvements respiratoires. Ces grandeurs pourront être des variations de hauteur de cage
thoracique, des flux d’air enregistrés à la sortie de la bouche ou du nez, des changements de
température entre l’air inspiré ou expiré.
Actuellement, la tendance est à l’utilisation de dispositifs externes de synchronisation qui présentent
l’avantage de ne pas être invasifs par rapport à l’implantation d’un marqueur.
Dans les paragraphes qui suivent, nous allons tout d’abord détailler les dispositifs de synchronisation
externes disponibles, nous verrons ensuite comment est opérée la synchronisation respiratoire en
tomodensitométrie et en tomographie par émission de positons.
III. A. Dispositifs de synchronisation.
Actuellement, deux dispositifs sont disponibles commercialement pour réaliser la synchronisation
respiratoire en TEP-TDM. Il s’agit du système « Real Time Position Management » (RPM) de la
société Varian (Varian Medical Systems, Palo Alto, CA) et de la ceinture de pression AZ-733V de la
société Anzai Medical (Tokyo, Japon). Cependant, la plupart des publications recensées sur le gating
respiratoire en TEP traitent de résultats obtenus avec le dispositif RPM.
Nous nous sommes attachés à détailler ce système que nous utiliserons également dans la troisième
partie du travail présenté ici.
66
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Nous avons également décrit de façon précise le spiromètre, actuellement utilisé pour l’asservissement
de la respiration en radiothérapie et constitue le dispositif que nous avons décidé d’utiliser pour notre
projet « cohérence ».
Tout d’abord, nous allons décrire la ceinture de pression et également le capteur de température.
III. A. 1. La ceinture de pression.
Ce système se présente sous la forme d’une ceinture élastique placée autour de l’abdomen ou du
thorax du patient. Les changements de pression au cours de la respiration sont enregistrés grâce à un
capteur situé dans la ceinture. C e dispositif est interfacée avec un ordinateur qui permet d’afficher les
changements de pression au cours du temps, à partir desquels la courbe de respiration sera déduite. Ce
dispositif AZ-733V est commercialisé par la société Anzai Medical (Tokyo, Japon) et il est
notamment utilisé pour les tomographes Siemens.
III. A. 2. Le capteur de température.
Cette méthode permet de déduire la courbe respiratoire du patient en fonction des variations de
température de l’air inspiré et expiré par le patient. En effet, l’air expiré sera de température plus
élevée que l’air inspiré. Ces différences de température seront enregistrées à l’aide d’un thermocouple
(Boucher et al., 2004; Wolthaus et al. 2005).
III. A. 3. Le système RPM.
Le système RPM permet d’enregistrer les variations de hauteur abdominales au cours de la respiration.
Il est composé d’une caméra CCD sensible à la lumière infrarouge, ainsi que d’un boîtier en plastique
sur lequel sont positionnés de petits réflecteurs lumineux. La caméra a une position fixe, au bout du lit
sur lequel se trouve le patient, et le boîtier est placé sur le thorax du patient en général à mi-chemin
entre l’appendice xiphoïde et l’ombilic (cf. figure 38).
Le boîtier présente deux réflecteurs placés l’un au dessus de l’autre dont le mouvement vertical sera
suivi par la caméra. La dernière version du RPM est fournie avec un boîtier comportant 6 réflecteurs
pour un meilleur suivi des mouvements.
67
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Caméra infrarouge
Boitier RPM
Figure 38: Le système RPM.
La caméra enregistre le mouvement du boîtier, affiche sur une interface logicielle le cycle respiratoire
ainsi détecté et stocke dans un fichier les informations telles que le temps, l’amplitude de mouvement
et la phase respiratoire.
L’amplitude correspond aux déplacements du boîtier, c'est-à-dire aux changements de hauteur
abdominale ou thoracique, enregistrés en millimètres.
La phase correspond à la période du cycle respiratoire dans laquelle le patient se trouve. La phase 0%
représente la fin de l’inspiration, la fin de l’expiration se situe aux alentours des 50%, et la phase
100% marque la fin d’un cycle ainsi que le début d’un autre.
Ce dispositif est très largement utilisé, que ce soit avec des accélérateurs linéaires de particules ou des
imageurs TEP-TDM.
Cependant, un certain nombre de biais ont été rapportés dans la littérature.
Yan et al. ont montré une relation inconstante entre les mouvements internes des tumeurs pulmonaires
avec les déplacements de la cage thoracique (Yan et al., 2006). L’erreur de corrélation entre les 2
mouvements peut être réduite en augmentant le nombre de marqueurs externes, mais ceci pose le
problème de la détection du boîtier si on augmente trop ce nombre.
Li et al. ont eux aussi montré une grande variation de la hauteur mesurée en fonction de la localisation
du boîtier (Li et al., 2009).
Ionascru et al. ont mis en évidence une corrélation variable dans le temps entre les mouvements
internes de la tumeur et ceux de la paroi thoracique. De plus ils ont noté un décalage de phase entre les
mouvements internes et externes pouvant aller jusqu’à 0,6 secondes, ce qui se traduit par une erreur
dans l’estimation du positionnement de la tumeur de l’ordre de 5 mm (Ionascru et al., 2007).
68
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Cette difficulté à estimer la phase du cycle respiratoire est d’autant plus importante que le cycle
présente des caractéristiques irrégulières : Rietzel et al. ont comparé la relation phase en fonction de la
hauteur de la cage thoracique, entre un patient respirant de façon régulière et un patient respirant de
façon irrégulière. La stabilité de cette relation est très compromise en présence de cycles irréguliers
comme nous pouvons le constater sur la figure ci-dessous.
1
2
3
Figure 39: Comparaison des variations d’amplitude de cage thoracique (1), de phase de cycle respiratoire
(2) ainsi que de la relation phase / amplitude (3), pour deux patients, l’un respirant régulièrement (à
gauche), l’autre respirant irrégulièrement (à droite). On constate que la relation phase / amplitude est très
compromise dans le cas du patient respirant de façon irrégulière. (D’après Rietzel et al., 2005)
69
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Ces respirations irrégulières chez les patients entraînant des décalages de phase entre l’amplitude du
déplacement de la cage thoracique et les mouvements de la tumeur peuvent être causées par :
-
la relaxation du patient au cours de l’examen d’imagerie
-
des modifications de respiration qui deviendra soit un peu plus abdominale ou un peu plus
thoracique
-
des changements de contraction des muscles squelettiques qui influencent la mesure de la
hauteur abdominale. (Seppenwolde et al., 2002, Rietzel et al., 2005)
III. A. 4. Spiromètre
Deux principaux systèmes sont décrits dans la littérature : le dispositif Spirodynr’X (Société Dyn’R –
Muret, France) et le système Active Breathing Control (ABC – Elekta Oncology Systems, Norcross,
GA). Le SpiroDynr’X peut être utilisé en respiration libre ou en blocage volontaire de la respiration
par le patient, alors que système ABC bloque de façon active la respiration du patient, à un volume
pulmonaire prédéfini.
a. Principe
(Simon, 2006) (www.spirodynrx.com)
Les spiromètres permettent la mesure des volumes respiratoires d’un patient à l’aide de capteurs
débimétriques ou volumétriques.
Différents capteurs existent, cependant nous ne nous intéresserons qu’au pneumotachomètre de
Fleisch.
Le principe du pneumotachomètre de Fleisch repose sur la loi de Poiseuille, selon laquelle, en régime
laminaire le débit est proportionnel à la différence de pression par unité de longueur. Cette différence
de pression est induite par les frottements associés à la viscosité du gaz, d’un écoulement laminaire
établi. Cet écoulement est réparti dans un ensemble d’environ 280 capillaires de 1 mm de diamètre.
En intégrant le débit en fonction du temps, on obtiendra alors un volume respiratoire.
Les débitmètres laminaires ont une relation linéaire entre le débit et la différence de pression, dans une
plage de débits bien précise (de 0 à 2L/s pour le Fleisch 2).
Les pneumotachographes de Fleisch sont les appareils de références en matière de mesures de débits
de par leur linéarité.
70
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
i. Conditions d’utilisation.
Selon les standards spirométriques européens, les mesures spirométriques devront être réalisées selon
des conditions bien précises, pour lesquelles l’air inspiré sera à la température corporelle (37°C), et
saturé en vapeur d’eau, tout comme l’est l’air expiré des poumons. (Quanjer et al., 1993, Simon 2006).
Ce sont les conditions BTPS : « Body Temperature Pressure Saturated with water vapour ».
Lors de l’enregistrement de données avec le spiromètre, ces conditions ne seront pas remplies, il
faudra donc leur apporter une correction.
VBPTS = V ATP × 310.2 ×
( PB − PH 2O )
(273 + t ) × ( PB − 6.3)
Équation 16: Correction à apporter aux volumes mesurés avec le spiromètre pour satisfaire les conditions
BTPS.
Avec :
VBPTS : Volume pulmonaire lorsque les conditions BPTS sont satisfaites,
VATP : Volume pulmonaire aux conditions ATP « Ambiant Temperature and Pression »,
t : température ambiante (°C),
PB : pression ambiante (kPa),
PH2O : pression ambiante de vapeur d’eau (kPa).
De plus, les mesures devront être réalisées sur un sujet au repos depuis au moins quinze minutes. Si
plusieurs sessions doivent être réalisées sur plusieurs jours, il faudra préférentiellement les faire au
même moment de la journée.
ii. Contrôle de qualité des pneumotachomètres.
L’exactitude des données spirométriques dépendra de la linéarité du système, de sa sensibilité à
l’environnement, ainsi que de sa calibration selon l’ « American Thoracic Society » (ATS).
Les principales recommandations de la société américaine thoracique sont les suivantes:
•
La linéarité de la réponse du spiromètre doit être vérifiée trimestriellement, sur toute la
plage de volumes utilisée.
•
La calibration du spiromètre doit être vérifiée quotidiennement avec une seringue d’au
moins trois litres, et toutes les quatre heures si le système est utilisé toute la journée. Un
écart maximal de mesure de volume de ± 3% est toléré par rapport au volume théorique de
la seringue de calibration.
71
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
iii. Avantages – Inconvénients.
L’inconvénient de ces systèmes repose sur leur sensibilité à la température, à la pression
atmosphérique ainsi qu’à la condensation. Pour éviter cette condensation, les spiromètres seront
chauffés.
De plus, un certain nombre de dérives ont été rapportées dans la littérature, en particulier une dérive de
la ligne de base (Zhang et al. 2003). Pour pallier à cela, Zhang et al. ont démontré sur un spiromètre
type débitmètre laminaire l’avantage de réaliser une calibration quotidienne du spiromètre avec une
seringue. Ceci assurera une meilleure exactitude des volumes mesurés, ainsi qu’une meilleure
correction dynamique de dérive de la ligne de base. L’utilisation du spiromètre en respiration libre et
bloquée a été validée grâce à ces améliorations. Cependant, un inconvénient du spiromètre est qu’il ne
permet pas de différencier la respiration abdominale de la respiration thoracique.
Le principal avantage de la spirométrie réside en une mesure directe des volumes respiratoires. De
plus, les mesures ne sont pas dégradées avec les changements des états musculaires, la relaxation ou
contraction musculaire, contrairement au système RPM. (Rietzel et al. 2005)
Enfin, les volumes spirométriques montrent une bonne estimation du volume courant, par comparaison
avec celui mesuré sur des images TDM. (Low et al., 2003)
b. Le SpiroDynr’X.
( Source : www.spirodynrx.com)
Ce système SDX est composé d’un pneumotachographe de Fleisch 2, relié à un capteur de pression
différentielle implanté sur la carte électronique. Cette dernière permettra d’obtenir des données
numériques à partir du signal analogique.
La température du pneumotachographe sera régulée à 32° afin d’éviter la condensation.
Ce dispositif sera vérifié quotidiennement à +/- 1% grâce à une seringue de calibration de 3 litres
connectable au spiromètre.
L’ensemble du système est présenté dans la figure 40 et est composé par :
•
Un spiromètre
•
Un embout buccal à usage unique
•
Un filtre antibactérien à usage unique
•
Un pince-nez, permettant d’éviter que le patient ne respire par le nez
•
Des lunettes vidéo pour le patient, dans lesquelles il peut voir son signal respiratoire
•
Une seringue de calibration
•
un logiciel dédié, permettant aussi de vérifier la calibration.
72
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Figure 40: Spiromètre SDX, société Dyn'R. (Source : www.spirodynrx.com)
Contrairement aux spiromètres d’exploration fonctionnelle respiratoire (EFR) ayant une plage
d’utilisation de 0 à 14 L/s, le SDX est calé sur une plage de 0 à 2 L/s, ce qui permet une très grande
précision et un bon contrôle de la dérive. Un capteur de débit ayant une plage de 0 à 14 L/s n’est pas
par construction linéaire sur toute sa plage de mesure.
Les recommandations de l’ATS précisent un écart lors de la calibration de ± 3%, mais le SDX permet
de rester autour de ± 1%.
III. A. 5. Comparaison des systèmes types RPM et spiromètre
Les comparaisons des performances des deux types de systèmes ont démontré leur exactitude et
cohérence globale dans l’étude des mouvements respiratoires. (Simon et al. 2005)
Cependant, il a été rapporté à plusieurs reprises que les mesures spirométriques offraient une meilleure
corrélation avec le mouvement réel des tumeurs observé par fluoroscopie, comparé aux mesures de
variations de hauteur abdominale ou thoracique. (Hoisak et al. 2004, Lu et al. 2005, Li et al. 2009)
De plus, le spiromètre donne des résultats plus reproductibles.
73
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Hoisak et al. ont mis en évidence une différence de phase plus importante entre les mouvements des
tumeurs et la mesure de la hauteur abdominale, par rapport aux mesures spirométriques. Cette
observation est tout à fait compréhensible car les changements de volumes pulmonaires sont
directement liés aux mouvements des poumons, alors que la variation des hauteurs abdominales et
thoraciques en est une conséquence. (Hoisak et al. 2004)
Ces deux dispositifs permettent de réaliser la synchronisation respiratoire soit en amplitude du signal
enregistré, soit en pourcentage de phase respiratoire. Nous allons voir dans le paragraphe suivant
quelles sont les recommandations dans la littérature quant à ces deux modes de synchronisation.
III. B. Synchronisation respiratoire en amplitude ou en pourcentage de
phase?
La synchronisation respiratoire peut être réalisée soit en amplitude, soit en pourcentage de phase du
cycle respiratoire (cf. figure 41).
Comme nous l’avons exprimé précédemment, la phase 0% correspond au début d’un cycle respiratoire
et la phase 100% à la fin de ce cycle. Dans la figure 41 (a) une synchronisation en phase est
représentée : on peut compter 5 phases par cycle délimitées par des traits verticaux.
L’amplitude peut correspondre à la hauteur abdominale ou à des mesures volumétriques. Dans la
figure 41 (b) les traits horizontaux permettent de découper le signal respiratoire selon l’amplitude.
a
b
Figure 41: Synchronisation respiratoire en pourcentage de phase (a), versus en amplitude (b). (D’après
Dawood et al., 2009)
74
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Que ce soit pour la TDM ou la TEP, il n’y a pas vraiment de recommandations quant à la meilleure
option. Cependant, plusieurs auteurs s’accordent à dire qu’une synchronisation en amplitude ou
volume donnerait de meilleurs résultats car elle correspond réellement à la position de la tumeur à
imager ou irradier (Vedam et al., 2001, Abdelnour et al., 2007, Lu et al., 2006).
Il existe tout de même un risque de données manquantes si l’amplitude mesurée est trop faible par
rapport à une amplitude de référence. (Wink et al., 2006)
Deux études sur des données 4D-TEP ont montré que le mouvement était mieux pris en compte avec
un découpage en amplitude, ceci permettant de prendre en compte la profondeur de la respiration ainsi
que ses subtilités. En même temps, les auteurs ont montré que la synchronisation basée sur le temps,
dans certains cas, sous estimait le mouvement jusqu’à 50%. (Dawood et al., 2007, 2009)
De plus, la synchronisation en fonction de l’amplitude permettrait de mieux prendre en compte les
cycles irréguliers, en pouvant rejeter par exemple une inspiration trop profonde.
Nous allons maintenant étudier la mise en œuvre de la synchronisation respiratoire en imagerie TDM,
puis en imagerie TEP.
III. C. Prise en compte des mouvements respiratoires en TDM.
Il existe plusieurs techniques permettant de prendre en compte les mouvements respiratoires en
imagerie TDM. Les techniques de « TDM lent » et de « respiration bloquée » ne sont pas des
techniques en 4 dimensions, mais nous avons tenu à les présenter tout de même car elles constituent
des méthodes alternatives dans le cas où le 4D TDM n’est pas disponible.
III. C. 1. Examen TDM « lent ».
Certains auteurs ont proposé d’utiliser des acquisitions TDM très lentes (par exemple 4 secondes pour
une rotation de tube) afin d’obtenir une image TDM moyennée sur l’ensemble du cycle respiratoire
(Lagerwaard et al., 2001). Cette technique permet d’obtenir une meilleure caractérisation du
mouvement des tumeurs. Le volume cible clinique obtenu est plus grand qu’avec un TDM
« classique », mais il permet de prendre en compte les mouvements de la cible durant tout le cycle
respiratoire. Il faudra cependant s’assurer d’enregistrer le mouvement pendant un cycle entier. Cette
technique ne semble donc pas adaptée aux patients présentant une respiration irrégulière.
75
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
III. C. 2. Examen TDM réalisé en respiration bloquée.
Les artéfacts liés à la respiration peuvent être réduits en acquérant les images en respiration bloquée.
Un niveau de blocage est défini au préalable, en général en inspiration forcée car c’est une apnée
beaucoup plus confortable que l’expiration forcée : Wong et al. ont obtenu de la part des patients des
durées de blocage respiratoire deux fois plus longs en inspiration qu’en expiration (Wong et al. 1999).
Cependant, il est reconnu que la position à l’expiration offre une meilleure reproductibilité que celle à
l’inspiration (Balter et al. 1998). De plus, cette position à l’expiration n’est pas soumise aux
changements de volumes tidaux qui peuvent survenir au cours de l’acquisition (Rietzel et al. 2005).
Cependant, les images obtenues avec la respiration bloquée ne donnent pas d’information précise sur
le mouvement des structures d’intérêt et présentent donc une application relativement limitée en
routine clinique (Rietzel et al. 2005).
III. C. 3. Examen TDM synchronisé à la respiration ou « 4D ».
On pourra distinguer les techniques prospectives des techniques rétrospectives pour lesquelles le
classement des images TDM sera réalisé après l’acquisition.
a. Mode prospectif.
Nous détaillerons rapidement ici le cas du 4D-TDM hélicoïdal, cette technique n’étant pas beaucoup
utilisée. (Keall et al., 2004)
Les données TDM sont acquises en même temps que le cycle respiratoire, grâce à un dispositif de
synchronisation (par exemple un RPM). Une seule série de données est reconstruite à une phase
précise du cycle respiratoire, définie avant l’acquisition (généralement la fin d’inspiration est choisie).
Pan et al. (Pan et al. 2005b) ont introduit la notion de DSC « Data Sufficiency Conditions ». Les
conditions DSC sont satisfaites lorsque pour chaque coupe TDM, les données ont été acquises pendant
la durée d’un cycle respiratoire à laquelle on ajoute la durée de reconstruction d’une image
(équivalente en général à la durée d’une rotation de tube).
Dans le cas du 4D-TDM hélicoïdal, il faudra que le pitch soit beaucoup plus petit que pour une
acquisition de routine clinique.
p≤
Tr
Tc + Tr
Équation 17: Condition de DSC pour un 4D-TDM hélicoïdal, avec une reconstruction sur 360°.
76
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Avec :
Tr : temps de rotation du tube à RX
Tc : durée du cycle respiratoire
L’avantage principal de cette technique repose sur la possibilité d’obtenir des images correspondant à
une phase du cycle respiratoire définie précisément par le seuil de déclenchement du dispositif de
synchronisation.
Cependant, de la même façon que pour la technique de respiration bloquée, cette méthode ne donne
pas d’aperçu général du mouvement des organes. La technique de TDM 4D en mode rétrospectif a
permis de pallier à ce problème.
b. Mode rétrospectif.
L’approche rétrospective est la plus répandue et permet d’obtenir des images pour toutes les phases du
cycle respiratoire (Pan et al., 2004).
Le signal respiratoire est enregistré à l’aide d’un dispositif externe de synchronisation respiratoire et
les images sont reclassées à posteriori en fonction du moment du cycle où elles ont été acquises. On
peut par exemple découper le cycle respiratoire en dix phases, entre deux pics d’inspiration. Cette
synchronisation peut être réalisée en phase (de 0 à 100%) ou en amplitude.
La technique d’acquisition d’images la plus utilisée est le mode « ciné », qui correspond à un TDM en
mode axial mais pour lequel plusieurs rotations de tube RX sont réalisées pour chaque position de
table.
La plupart des études rapportées dans la littérature utilisent un TDM multi-coupes de la société GEHC
ainsi que le système RPM pour enregistrer le signal respiratoire. Nous utiliserons nous aussi cette
technique dont nous allons détailler les principales étapes.
i. Exemple d’acquisition cine 4D en utilisant le système RPM.
Acquisition des images en mode ciné.
Un examen ciné est une succession de TDM en mode axial, pendant lesquels les rayons X sont
produits (« RX ON »), et de mouvements de translation de table, pendant lesquels il n’y a aucun
photon émis (« RX OFF ») (cf. figure 42 page 78).
77
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Simultanément à l’enregistrement des données TDM, le système RPM enregistre le signal respiratoire
du patient, en fonction de la hauteur abdominale. L’acquisition TDM peut débuter à n’importe quel
moment du cycle respiratoire.
Figure 42: Représentation d'une acquisition TDM en mode ciné, pour 3 positions de tables (RX On), avec
des translations de table entre chacune de ces positions (RX Off). Simultanément à l'acquisition des
images, le signal respiratoire est enregistré, ce qui permettra de classer les données. (D’après Pan et al.,
2004)
Dans ce cas, il faut là aussi satisfaire les DSC : la durée d’acquisition (Tacq) pour une position de table
doit être supérieure ou égale à la durée du cycle respiratoire (Tc) à laquelle on ajoute la durée
nécessaire pour la reconstruction d’une image (Tr). (Pan et al., 2004).
Le nombre d’images reconstruites (Ni) pour chaque localisation est d’environ 15. Il dépend de
l’intervalle temporel (Ti) choisi entre 2 reconstructions d’image pour une même coupe.
Le nombre d’images par localisation Ni est défini par la relation suivante :
 Tacq − Tr 
Ni = 
 +1
 Ti 
Équation 18: Nombre d’images TDM reconstruites par localisation en mode ciné (D’après Pan et al, 2004).
Plus Ti sera petit, plus le nombre d’images obtenues sera important et plus les images seront de
meilleure qualité, comme il est visible sur la figure 43. En général, cet intervalle Ti est égal à la durée
du cycle respiratoire divisé par dix, soit environ 0,5 s.
78
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Figure 43: Influence de l'intervalle de reconstruction sur la qualité d'image: à gauche Ti = 0,15 s, à droite
Ti = 0,7 s (D’après Pan et al., 2004).
Fichier RPM.
Le RPM enregistre dans un fichier texte, avec un échantillonnage temporel de 30 signaux par
secondes, les informations relatives à :
-
L’amplitude de déplacement de la cage thoracique par rapport à une référence (« value of
respiratory waves »)
-
La phase en radians pour l’échantillon considéré (« phase value »)
-
Le temps en millisecondes pour l’échantillon considéré (« time stamp »)
-
L’état ON/OFF des RX : signal TTLin = 1 si les RX sont ON, sinon TTLin = O
-
La régularité du cycle : marqueur « validflag » ≥ 0 si le cycle est régulier, < 0 si le cycle est
irrégulier ou si le suivi du boîtier a été perdu.
-
Un marqueur Z lorsque le signal correspond à la phase 0 ou P lorsque cette dernière est égale à
Pi.
Ce fichier sera associé à la série 4D-TDM correspondante et transféré à la console de post traitement:
l’Advantage Workstation de GEHC.
Reconstruction des données 4D-TDM.
Le logiciel Advantage 4D (GEHC) associe à chaque image une phase du cycle respiratoire, que l’on
peut découper au choix en 2 à 20 phases.
Ce logiciel utilise à la fois les images TDM reconstruites et le fichier RPM qui leur est associé.
Chaque image TDM possède dans son en-tête DICOM un marquage temporel. L’Advantage 4D
compare le marquage temporel de l’image avec le signal TTL du fichier RPM et grâce à cette
corrélation temporelle une amplitude et une phase spécifiques sont attribuées à chaque image. (Rietzel
et al., 2005)
79
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
ii. Réalisation d’images 4D-TDM basées sur la spirométrie.
Quelques équipes ont réalisé la synchronisation respiratoire grâce à un spiromètre. Ce sont des études
réalisées avec des montages « maison », aucune de ces méthodes n’étant à ce jour disponible
commercialement (Low et al., 2003, D’Souza et al., 2005).
D’Souza et al ont utilisé un spiromètre ABC en respiration libre qui permettait de déclencher les
acquisitions TDM à des volumes prédéfinis : en fin d’inspiration et fin d’expiration (D’Souza et al.,
2005).
Ils ont constaté sur deux patients une diminution du PTV de 42% par rapport à un PTV défini avec des
images en respiration libre.
iii. Utilisation des images cine 4D en clinique.
Ces examens sont utilisés pour étudier de façon précise les mouvements des structures d’intérêt. En
effet, il sera possible d’obtenir un mouvement global d’une tumeur par exemple (cf. figure 44), en
étudiant ce dernier sur chaque phase du cycle respiratoire (Vedam et al., 2003, Pan et al., 2004).
Figure 44: Comparaison entre des images TDM (haut) et 4D-TDM (bas) d'une sphère en mouvement
(D’après Rietzel et al. 2005).
Il sera alors possible de réduire les marges appliquées au volume cible macroscopique (GTV) pour
obtenir le volume cible de planification (PTV) (Rietzel et al., 2006). En effet, en routine clinique pour
un cancer pulmonaire, il est ajouté au GTV une marge de 20 mm qui comprend la prise en compte des
mouvements de la tumeur (inter fraction et intra fraction) ainsi qu’une erreur de positionnement lors
des traitements. Rietzel et al. ont montré qu’en utilisant les images TDM 4D pour la planification de
traitement, il était possible de diminuer cette marge de 5 mm, cette diminution provenant de la prise en
compte des mouvements tumoraux lors de l'imagerie utilisée pour la planification du traitement. Ils ont
appliqué cette technique sur 150 images de patients présentant un cancer pulmonaire non à petites
cellules et ils ont montré une réduction du PTV de 23% en moyenne, comparé à une planification
basée sur un TDM hélicoïdal classique.
80
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
De plus, un autre domaine d’utilisation de ces images TDM 4D est la correction d’atténuation des
images TEP et TEP 4D.
En effet, Erdi et al. ont montré sur des images TEP non synchronisées à la respiration une variation de
SUV pouvant aller jusqu’à 30% ainsi qu’une variation de volume jusqu’à 21% (cf. figure 45), en
fonction de la série d’images TDM utilisée pour réaliser la correction d’atténuation d’une série
d’images TEP (Erdi et al., 2004, Pevsner et al., 2005).
Figure 45: Variations de SUV pour une série d'images TEP en fonction de la série d'images 4D-TDM
utilisée. (A) Image coronale d’une lésion pulmonaire située dans le poumon gauche supérieur.
(B) Variation du SUV maximal en fonction de la phase respiratoire du TDM utilisé pour la correction
d’atténuation. (C) Volumes TEP obtenus selon la phase du cycle respiratoire. (D’après Erdi et al., 2004)
Pour des acquisitions 4D-TEP, chaque phase du 4D-TDM sera utilisée pour corriger de l’atténuation la
phase 4D-TEP correspondante. Nous allons détailler cela dans le paragraphe suivant qui traite de la
prise en compte des mouvements respiratoires en TEP.
81
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
III. D. Prise en compte des mouvements respiratoires en TEP.
Les mouvements respiratoires en TEP font partie des erreurs aléatoires, moins bien identifiées que les
erreurs systématiques comme l’atténuation ou la diffusion des photons. Elles entraîneront une
diminution notable de la sensibilité de la technique. (Visvikis et al., 2007)
Visvikis et al. ont montré que, d’un point de vue quantification, la prise en compte des mouvements
respiratoires en TEP était aussi importante que la prise en compte du rayonnement diffusé. (Visvikis et
al., 2004b)
De la même façon que pour le TDM, nous pourrons classer les techniques de prise en compte de ces
mouvements dans différentes catégories : l’imagerie 4D, les techniques de respiration bloquée, les
techniques dynamiques et les techniques logicielles de correction des effets respiratoires.
Nous détaillerons plus précisément l’imagerie 4D que nous allons utiliser pour notre travail.
III. D. 1. Acquisition TEP 4D.
a. Principe.
Les données TEP et le signal respiratoire du patient sont enregistrés simultanément. En fonction du
découpage temporel souhaité (en général entre 5 et 12 phases par cycle respiratoire), ou de l’amplitude
voulue (déplacement de la cage thoracique ou variation de volume tidal), ces données seront reclassées
dans les différentes phases.
A l’heure actuelle, les solutions commerciales proposent en priorité un découpage du cycle respiratoire
en fonction de la phase, même si nous avons vu que ce n’est pas forcément la meilleure technique.
En général, les auteurs ont découpé le cycle respiratoire en 10 phases, correspondant soit à des durées
temporelles fixes, soit à des pourcentages de cycle. (Nehmeh et al. 2002a,b, 2004a,b, Nagel et al., 2006)
Ce découpage des données en fonction de la phase du cycle respiratoire pourra être réalisé avant
l’acquisition des images (mode prospectif) ou après acquisition (mode rétrospectif, a posteriori).
Ce classement a posteriori est rendu possible grâce aux acquisitions TEP en mode liste : en plus du
fichier de données brutes, un autre fichier « mode liste » est crée. Il contient, en plus d’un
enregistrement de chaque coïncidence détectée, un marquage temporel (avec une résolution d’une
milliseconde) ainsi que l’enregistrement éventuel d’un signal physiologique (par exemple le signal
respiratoire du patient). Ceci permettra à l’utilisateur de « relire » ou « rejouer » ce fichier mode liste,
et d’obtenir à partir de l’acquisition initiale une nouvelle acquisition pour laquelle on pourra faire
varier certains paramètres.
82
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Par exemple, il sera possible de classer les données TEP dans un certain nombre de phases, différent
de celui d’origine, ou bien de faire une acquisition avec un temps réduit par rapport à l’acquisition
initiale. Actuellement les acquisitions TEP 4D en mode liste sont principalement utilisées en imagerie
cardiaque. (Livieratos et al., 2006, Martinez-Möeller et al., 2007)
Le principal biais de cette technique 4D est la pauvre statistique de comptage observée dans chacune
des séries d’images correspondant à une phase du cycle respiratoire. En effet, le nombre d’événements
détectés étant réparti dans différents bins d’acquisition en fonction du découpage temporel, les
données obtenues seront plus bruitées que lors d’une acquisition standard.
Il faut donc trouver le meilleur compromis entre une bonne prise en compte des mouvements
respiratoires et un découpage temporel permettant d’avoir une bonne qualité d’image.
b. Utilisation en clinique.
Les principales études cliniques sur la prise en compte de la respiration en imagerie TEP sont réalisées
sur des données prospectives, avec un découpage temporel de 10 phases par cycle la plupart du temps.
Elles mettent toutes en évidence une augmentation significative du taux de fixation standard pouvant
aller jusqu’à 370% dans les cas les plus extrêmes, ainsi qu’une diminution du volume des lésions,
jusqu’à 42% (Erdi et al., 2002, Nehmeh et al., 2002b, 2004a,b, Nagel et al., 2006).
La figure 46 illustre les changements de volume cible prévisionnel lorsque l’on prend en compte la
respiration lors de l’acquisition des images TEP.
C
A
B
Figure 46: Image d’un nodule pulmonaire en TEP non synchronisée à la respiration (A), en TEP
synchronisée à la respiration (B), et comparaison des volumes cibles obtenus dans les deux cas (C).
(D’après Nehmeh et al., 2002b)
De plus, la synchronisation respiratoire permet une amélioration de l’alignement entre les données
TEP et TDM, jusqu’à 41%. (Nehmeh et al., 2004b) .
83
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
Toutes ces améliorations de la qualité d’image et du signal recueilli sont liées à la mise en cohérence
spatiale et temporelle des donnée TEP et TDM, mais aussi à l’utilisation des données TDM 4D pour
réaliser la correction d’atténuation des donnée TEP 4D correspondantes.
En effet, Nehmeh et al., Nagel et al. et Pönisch et al. ont montré tout l’intérêt de faire un correction
d’atténuation synchronisée à la respiration (CA 4D). En comparant des données TEP 4D utilisant une
CA classique et une CA 4D, Nehmeh et al. ont montré sur 4 patients une augmentation du SUV
pouvant aller jusqu’à 36%, ainsi qu’une variation des volumes jusqu’à 19%. (Nehmeh et al. 2004b,
Nagel et al. 2006, Pönisch et al., 2008)
Richter et al. ont comparé différentes méthodes de CA (TDM 4D, TDM moyenné, TDM lent, TDM
classique) pour des données TEP 4D, de fantôme respiratoire et de 6 patients. (Richter et al., 2008)
Les données TEP 4D du fantôme donnant une meilleure estimation de l’amplitude de déplacement, du
volume étudié, de l’activité étaient celles corrigées avec le TDM 4D. Cependant, les résultats trouvés
sur les 6 patients ne montrent pas de grandes différences entre une CA 4D, une CA classique ainsi
qu’une CA avec un TDM moyenné.
III. D. 2. Autres techniques de prise en compte de la respiration en TEP.
a. TEP dynamique corrélée à la respiration.
Nehmeh et al. ont proposé une solution originale pour prendre en compte la respiration sans utiliser de
dispositif externe de synchronisation respiratoire (Nehmeh et al., 2003). Ils ont placé une source
ponctuelle de 18F-FDG sur le thorax du patient et réalisé 200 acquisitions dynamiques de 1 seconde.
En sélectionnant les images où la source était à une position choisie, ils ont obtenu des images TEP
dynamiques corrélées à la respiration. Ces images ont été comparées à des images 4D ce qui a permis
de montrer avec des pourcentages de différences relativement faibles entre les deux séries d’images
TEP de 2% pour les volumes et de 6% pour les SUVs.
Cette méthode représente une solution alternative lorsque l’on ne possède pas de système de
synchronisation ; cependant, en plus d’une pauvre résolution temporelle (1 seconde), elle demande un
temps de post-traitement très important ainsi qu’une grande capacité de mémoire vu le nombre
d’images générées.
84
Chapitre 1 – Généralités
Prise en compte des mouvements respiratoires en imagerie TEP-TDM.
b. TEP en inspiration bloquée profonde.
Il n’est pas possible pour le patient de retenir sa respiration durant la totalité d’une exploration TEP.
Cependant, il sera envisageable d’acquérir plusieurs séries d’images TEP centrées sur la zone à
explorer, en respiration bloquée pendant quelques secondes. Ceci sera répété autant de fois que
nécessaire pour obtenir dans une image somme une statistique de comptage correcte. C’est ce qu’ont
proposé Nehmeh et al., et Kawano et al. (Nehmeh et al., 2007, Kawano et al., 2008).
Ils ont mis en évidence, sur des patients présentant des pathologies thoraciques, une augmentation de
SUV par rapport aux images TEP classique, ainsi qu’un meilleur alignement des données TEP et
TDM. Cependant, il faudra être très attentif à garder le même niveau de blocage respiratoire en TEP
ainsi qu’en TDM.
c. Correction des effets respiratoires.
Une méthode proposée pour pallier à la pauvre statistique de comptage en imagerie 4D est la
correction des effets respiratoires, à partir du mouvement observé dans les images ou les données
brutes. Il n’y a pas forcement besoin d’un dispositif externe d’enregistrement de la respiration.
Les méthodes de corrections appliquées aux images permettent, après avoir choisi une image de
référence, de recaler toutes les autres images par rapport à celle ci. (Bundschuh et al., 2007, 2008)
Bundschuh et al. ont calculé le centre de masse des tumeurs (CDM) sur différentes images TEP issues
d’une même série, ont calculé des vecteurs de déplacement de ce CDM par rapport à une image de
référence, qu’ils ont ensuite appliqués à l’ensemble des images. Une image somme sera produite à
partir de l’ensemble des images recalées par rapport à une référence.
Il est possible aussi d’appliquer ce recalage directement sur les lignes de réponse. Lamare et al. ont
montré lors d’une étude sur un fantôme numérique NCAT que la correction des effets respiratoires
donnait de meilleurs résultats si elle était appliquée directement sur les données brutes, avant la
reconstruction d’image. (Lamare et al., 2007)
Schleyer et al. ont estimé le mouvement respiratoire en étudiant la variation du nombre de coups
détectés dans une région, au niveau des données brutes, ceci leur permettant ensuite de reclasser les
données. Ils ont pu montrer pour quatre patients que le signal respiratoire déduit des données était en
bonne adéquation avec celui enregistré par le RPM. (Schleyer et al., 2009)
Ce type d’étude représente, avec l’imagerie cardiaque, le principal domaine d’application du mode
liste en imagerie TEP.
85
Chapitre 1 – Généralités
Positionnement du problème.
IV - Positionnement du problème.
Le cancer pulmonaire est le cancer le plus fréquent au monde. C’est la première indication TEP qui a
été remboursée par les organismes spécialisés aux Etats Unis. Selon le rapport de la Haute Autorité de
Santé paru en 2005 sur l’implantation des TEP-TDM en France, l’indication en oncologie la plus
fréquente pour un examen TEP-TDM est le cancer pulmonaire, que ce soit pour le diagnostic, le bilan
d’extension initial ou la planification sur traitement en radiothérapie.
Cependant, nous avons vu dans le chapitre précédent que la réalisation d’explorations TEP-TDM de la
zone pulmonaire était relativement difficile du fait des mouvements que subissent les organes
pulmonaires lors de la respiration. En effet, les mouvements respiratoires entraînent des mouvements
des tumeurs pulmonaires dont nous avons mis en évidence la complexité. Ces mouvements se
traduiront par un flou qui entachera la qualité de l’examen.
Les progrès dans la prise en compte des mouvements respiratoires lors de l’acquisition des images
représentent donc un enjeu majeur, que ce soit aussi bien du point de vue médical qu’économique.
Lors de ce travail, nous avons voulu répondre à plusieurs questions :
Quels sont les champs d’application de l’imagerie TEP synchronisée à la respiration ?
Quelle est la méthodologie à mettre en œuvre afin d’obtenir des images 4D de bonne qualité ?
Existe-t-il des différences entre les images TEP 4D obtenues avec le système RPM, disponible
commercialement, et celles réalisées grâce au prototype du SpiroDynr’X?
Champs d’application de l’imagerie TEP 4D ?
Nous avons vu dans le chapitre 1 que selon leurs localisations, les tumeurs pulmonaires bougent avec
une amplitude plus ou moins importante. Il y aura donc des situations où l’apport de la
synchronisation respiratoire sera très bénéfique, contrairement à d’autres présentant des mouvements
plus restreints.
Bien que l’imagerie 4D ne soit pas excessivement contraignante, elle ne pourra tout de même pas être
utilisée chez tous les patients présentant une pathologie pulmonaire.
87
Chapitre 1 – Généralités
Positionnement du problème.
En effet, elle nécessite un temps par examen plus long, et éventuellement une exposition dosimétrique
plus importante si l’on utilise le TDM 4D (Pan et al., 2006, Simon 2006). Simon a en effet montré
qu’un examen TDM 4D délivrait une dose 5 à 7 fois supérieure à une TDM non 4D « thorax », dont la
dose efficace est d’environ une dizaine de milli Sieverts.
Il faudra donc délimiter le domaine d’application de la synchronisation respiratoire.
Méthodologie à mettre en œuvre pour réaliser des examens 4D TEP ?
De nombreuses études traitent de la synchronisation respiratoire en TEP-TDM en utilisant le dispositif
RPM® avec un découpage temporel prédéfini (Erdi et al., 2002 ; Nehmeh et al. 2002a,b, 2004a,b).
Cependant, ce type d’acquisition ne permet pas de prendre en compte la nature irrégulière des cycles
respiratoires. En effet, de grandes variations entre les cycles respiratoires ont été observées, que ce soit
au cours d’une même séance, ou entre deux séances différentes : la position initiale des organes,
l’amplitude de mouvement ainsi que la durée du cycle respiratoire ne sont pas des valeurs constantes
au cours du temps (George et al., 2005, Seppenwoolde et al., 2002).
Dans ces cas là, un enregistrement des données TEP en mode liste permettrait de s’affranchir des
cycles irréguliers, en les rejetant à posteriori. Ces acquisitions en mode liste présentent l’avantage
d’être très souples, car il est possible de « fabriquer » une nouvelle acquisition à partir d’une
acquisition initiale, en changeant des paramètres tels que la durée d’acquisition ou le découpage
temporel. Cependant, le traitement de ces données mode liste est assimilable à une « boîte noire »,
l’utilisateur ne sachant pas exactement comment la machine les traitera. Watabee et al. se sont
interrogés quant à la fiabilité de ces données en terme de taux de comptage, par rapport à des
acquisitions standard, en mode prospectif (Watabee et al., 2006). De notre côté, nous avons voulu
valider l’exactitude de ces données mode liste lorsqu’elles sont utilisées pour la synchronisation
respiratoire en TEP.
Il n’existe pas dans la littérature de consensus quant à la marche à suivre pour la mise en œuvre
d’acquisitions 4D TEP. Avant d’utiliser la synchronisation respiratoire en routine clinique, il nous a
semblé essentiel de définir les paramètres d’acquisition adéquats permettant d’une part une bonne
prise en compte des mouvements respiratoires, et d’autre part une bonne qualité d’image.
88
Chapitre 1 – Généralités
Positionnement du problème.
Existe-t-il des différences entre les images TEP 4D issues d’acquisitions avec le système RPM
et celle réalisées avec le SpiroDynr’X ?
Le travail présenté dans cette thèse s’inscrit au cœur d’un projet (COHERENCE), dont l’objectif est le
développement d’un dispositif de synchronisation basé sur la spirométrie. Il a souvent été rapporté
dans la littérature que la spirométrie apportait plus de précision en termes de corrélation entre le
déplacement des tumeurs et le signal spirométrique, comparé au signal issu du RPM (Hoisak et al.,
2004).
Les travaux trouvés dans la littérature sont quasiment exclusivement réalisés sur des images TDM.
L’objectif de notre projet COHERENCE est d’adapter la technique de spirométrie à la tomographie
par émission de positons car nous sommes convaincus que cette solution offre de grandes possibilités
quant à l’amélioration de la prise en compte de la respiration lors de l’acquisition des images.
Notre travail sera présenté selon deux axes.
La première partie de notre travail a été réalisée avec un simulateur de synchronisation ce qui
nous a permis de définir les champs d’application de l’imagerie 4D, ainsi que d’étudier les
différents paramètres pouvant avoir une influence sur les données 4D TEP obtenues.
Dans un second temps, nous avons mis en application les résultats obtenus en réalisant une
inter-comparaison de deux dispositifs de synchronisation respiratoire : le spiromètre
SpiroDynr’X et le système RPM.
89
II. Définition d’un montage expérimental
proche de la clinique et étude des
paramètres d’acquisition TEP 4D.
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Introduction.
Le travail présenté dans cette section représente le point de départ de notre étude sur la
synchronisation respiratoire en TEP-TDM.
Les questions posées ici sont :
•
Est-il nécessaire de réaliser systématiquement des acquisitions synchronisées pour toutes les
tumeurs pulmonaires?
•
Dans quelles conditions faut-il réaliser la synchronisation respiratoire en TEP et selon quelle
méthodologie ?
•
Quels sont les paramètres d’acquisition à employer ?
Cette étude a été menée en utilisant un fantôme respiratoire qui est synchronisé avec la TEP grâce à un
simulateur d’impulsions, directement actionné par le fantôme et connecté sur la carte de
synchronisation de la TEP. Ce modèle de synchronisation a été qualifié de « parfait », ce dernier ne
faisant pas intervenir de dispositifs de synchronisation externe qui sont la plupart du temps soumis à
des biais comme nous l’avons vu dans le chapitre 1 page 68/69.
Dans ce chapitre, nous voulions donc nous affranchir de biais hypothétiques afin de définir au mieux
les bases de la synchronisation respiratoire en TEP.
Le principe général méthodologique repose sur la réalisation, pour une même configuration de
fantôme donnée, de plusieurs acquisitions :
•
Fantôme ne présentant pas de mouvement. Ces acquisitions seront appelées « statiques ». Elles
constitueront la valeur de référence de notre étude.
•
Fantôme présentant des mouvements d’amplitude variable
•
Si les acquisitions TEP ne sont pas synchronisées à la respiration nous les avons
nommées « mouvement non synchronisé » ou « non 4D »
•
Dans le cas contraire, ces acquisitions seront désignées par les termes
« synchronisées » ou « 4D ».
93
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
En plus de ces appellations décrivant le caractère mobile ou non du fantôme, ainsi que de la prise en
compte ou pas de mouvement, les acquisitions sont également définies selon:
•
Qu’elles sont acquises en mode 2D ou 3D, c'est-à-dire avec ou sans septa. Il sera alors tout à
fait possible d’acquérir une image à la fois en « mode 2D » et en « 4D », ce qui serait
équivalent à la définition suivante : acquisition synchronisée à la respiration, réalisée en
présence de septas.
•
Le type d’acquisition, paramètre choisi par l’opérateur : les acquisitions pourront être
« statique », « dynamique » ou « gated » (cf. figure 47 page 94)
•
« statique » : acquisition de routine qui enregistre les coïncidences pour un ou
plusieurs champ de vue (ou « pas de » TEP), selon la taille de l’exploration à
réaliser.
•
« Dynamique » : acquisition d’un seul champ de vue, répétée plusieurs fois, avec
des durées fixes ou variables qui permettent par exemple de suivre l’arrivée du
radiotraceur dans une zone d’intérêt.
•
« Gated » (de son appellation anglosaxonne): acquisition d’un seul champ de vue
avec enregistrement en parallèle du signal respiratoire du patient, afin de classer
les coïncidences en fonction du moment du cycle respiratoire où elles ont été
acquises.
Statique
8 pas de
5 minutes
Dynamique
10 pas de
1 minute sur
la même
zone
Gated
1 pas de
10 minutes sur la
même zone, avec
enregistrement du
signal respiratoire.
+
Figure 47: Représentation des différents types d'acquisition TEP : statique, dynamique et gated (les
valeurs choisies sont arbitraires).
Enfin, les acquisitions 4D pourront être obtenues à partir du mode prospectif ou du mode liste.
94
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
L’objectif du travail présenté dans ce chapitre 2 est :
•
De définir une situation expérimentale la plus proche possible des conditions cliniques
•
De définir les domaines d’application de la synchronisation respiratoire en TEP.
•
D’étudier l’influence des paramètres pouvant influencer les images 4D TEP :
•
les caractéristiques propres au patient (fréquence respiratoire, amplitude de
mouvement des tumeurs pulmonaires)
•
les paramètres d’acquisition sur lesquels l’opérateur peut agir (mode d’acquisition,
durée d’acquisition et découpage du cycle respiratoire en bins).
Préalablement à cela, nous avons vérifié les performances de notre dispositif TEP-TDM, les résultats
sont exposés en annexe 2 et 3.
95
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
I - Définition des caractéristiques des tumeurs pulmonaires grâce à des
données de patients.
I. A. Introduction.
Nous avons étudié 92 examens TEP-TDM réalisés pour des patients présentant un cancer pulmonaire,
dans le cadre d’un bilan d’extension pré chirurgical et pré radiothérapie.
Nous avons répertorié les caractéristiques suivantes des tumeurs pulmonaires :
-
leurs localisations,
-
l’intensité de fixation du 18F-FDG au sein de la tumeur, ainsi que dans le poumon autours
de cette dernière,
-
leurs volumes.
I. B. Patients et matériel.
I. B. 1. Patients.
Les patients, à jeun depuis au moins 8 heures, ont reçu une activité de 370 MBq (± 5%) de 18F-FDG et
sont restés au repos pendant une heure entre le moment de l’injection et le début de l’examen.
Une vidange de la vessie a été réalisée juste avant de commencer l’examen TEP-TDM.
I. B. 2. Dispositif TEP-TDM.
Les données ont été acquises sur un TEP-TDM Discovery ST4 de la société General Electric
HealthCare (Waukesha, USA). Il permet de réaliser des acquisitions TEP en mode 2D et 3D. Les
champs de vue axial et transaxial sont respectivement de 70 cm et 15,7 cm.
Les caractéristiques techniques du tomographe et du tomodensitomètre sont disponibles en annexe 4.
I. B. 3. Station de traitement des données.
Les données ont été traitées sur la station Advantage Workstation version 4.4 de la société General
Electric HealthCare (Waukesha, USA).
97
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Elle comprend des logiciels de visualisation en 3D, de simulation virtuelle pour la radiothérapie, de
fusion d’image multimodalité de visualisation d’image 4D TEP et TDM.
Les données non synchronisées à la respiration ont été visualisées et analysées sur le logiciel Volume
Viewer.
I. C. Méthodes.
I. C. 1. Calibration de l’activité injectée au patient.
Le 18F-FDG a été prélevé dans une seringue dont l’activité a été mesurée dans l’activimètre (Capintec
CRC 15R) avant l’injection au patient, mais également après cette dernière. L’activité de
18
F-FDG
réellement injectée au patient correspond à l’activité mesurée dans la seringue remplie, à laquelle on
soustrait l’activité restante dans la seringue vide. La valeur de l’activité réellement injectée est utilisée
pour le calcul du SUV.
I. C. 2. Acquisition des données.
a. Données TDM.
Les paramètres d’acquisition des données TDM sont les suivants:
-
Mode hélicoïdal,
-
Durée de rotation de tube : 0,5 sec,
-
Collimation : 4 × 3,75 mm,
-
Vitesse de déplacement du lit d’examen 7,5 mm/rotation,
-
Tension accélératrice du tube 120 kV,
-
Intensité de courant de tube déterminée automatiquement avec le mode « Auto-mA »
(valeur maximale = 250 mA).
L’épaisseur de coupe des images reconstruites est de 2,5 mm, avec un intervalle de 2,5 mm entre
chaque coupe ; ce sont donc des coupes jointives.
b. Données TEP.
Ces acquisitions ont été réalisées en mode 2D, avec une durée par pas d’acquisition de 4 minutes 30
secondes.
98
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Les données ont été corrigées :
-
de la décroissance radioactive,
-
du rayonnement diffusé, grâce à une méthode de convolution – déconvolution,
-
des coïncidences fortuites avec la méthode « Delayed Event Substraction »,
-
de l’atténuation des photons avec la méthode basée sur les données TDM,
-
du temps mort, qui sera estimé à partir des données de normalisation (Wollenweber et al.,
2004).
I. C. 3. Reconstruction d’images.
Les données ont été reconstruites avec un algorithme itératif OSEM « VUE-POINT » (GEHC).
Cet algorithme permet d’intégrer dans les boucles d’itération la correction des évènements diffusés et
fortuits, ce qui permet une meilleure prise en compte du bruit dans les images reconstruites.
Les paramètres de reconstructions sont les suivants : champ de vue de reconstruction de 50 cm,
matrice de 256 × 256, 3 itérations et 10 sous ensemble pour le mode 2D, post-filtre de largeur à
mi-hauteur de 2,14 mm. Ces paramètres ont été optimisés en collaboration avec les médecins.
I. C. 4. Extraction des données.
Les informations dans chaque série d’images de patient ont été obtenues en utilisant une segmentation
d’image basée sur la méthode de seuillage.
Sur chaque image que nous voulions analyser, nous avons défini une boite autour de la tumeur et le
logiciel applique automatiquement une segmentation à partir du seuil que nous lui avons donné
(cf. chapitre 1 paragraphe « Délinéation des volumes » page 60).
Nous avons appliqué un seuil de 35% de l’activité volumique maximale qui avait été déterminé par
l’équipe lors d’un travail précédent (Dygaï et al., 2006) .
Nous avons relevé pour chaque tumeur:
-
Le volume obtenu avec ce seuil de 35%.
-
Le SUV maximal de la tumeur, en g/mL
-
L’activité volumique maximale (Avmax en kBq/mL) déterminée à partir du voxel où le plus
grand nombre d’évènements a été détecté. La valeur de Avmax est indépendante du seuil
appliqué, c’est pourquoi nous avons utilisé cet index pour toutes nos analyses.
99
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Nous avons également relevé l’activité volumique maximale dans le poumon grâce à des régions
d’intérêt de 2 cm de diamètre.
Enfin, nous avons relevé la localisation de chaque tumeur.
I. D. Résultats.
L’ensemble des résultats est présenté dans le tableau ci-dessous.
Volumes des tumeurs (cm3)
min
max
moy
dev. Std
1,41
150
28
35,8
min
max
moy
dev. Std
3,14
36,31
13,9
6,5
min
max
moy
dev. Std
10,7
104,1
41,1
20,4
moy
dev. Std
2,1
0,8
lobe supérieur gauche
lobe supérieur droit
lobe inférieur gauche
lobe inférieur droit
36,50%
39,70%
11,10%
12,70%
SUV maximal (g/mL) tumeur
Activité volumique maximale (kBq/mL) tumeur
Activité volumique maximale (kBq/mL) poumon
Localisation des tumeurs
Tableau 5: Caractéristiques des tumeurs pulmonaires de 92 patients
Nous avons représenté dans les figures ci-dessous les répartitions des volumes (cf. figure 48) et de
l’activité volumique maximale (cf. figure 49), ces deux indices étant ceux qui nous intéressent le plus
pour la suite des investigations.
100
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
14
12
Nombre de patients.
10
8
6
4
2
90
94
98
10
2
10
6
11
0
11
4
11
8
12
2
12
6
13
0
13
4
13
8
14
2
14
6
15
0
82
86
70
74
78
62
66
50
54
58
38
42
46
30
34
18
22
26
6
10
14
2
0
Volume des tumeurs pulmonaires (cm3)
Figure 48: Répartition des volumes (cm3) des tumeurs pulmonaires observées chez 92 patients.
Nous remarquons que la majorité des volumes se situe entre 2 et 30 cm3. La valeur moyenne des
volumes tumoraux est de 28 cm3, avec une déviation standard très importante vu l’étendue de la
gamme des volumes, pouvant aller jusqu’à plus de 150 cm3.
14
12
Nombre de patients
10
8
6
4
2
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
70
75
80
85
90
95
100
105
Activité volumique maximale (kBq/mL)
Figure 49: Répartition des activités volumiques maximales (kBq/mL) pour les tumeurs pulmonaires
observées chez 92 patients.
L’activité volumique maximale de 92 tumeurs étudiées ici varie globalement entre 15 et 70 kBq/mL.
Sa valeur moyenne est égale à 41,1 kBq/mL, avec une déviation standard de 20,4.
101
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
I. E. Discussion et conclusion.
Au cours de nos prochaines expérimentations, nous allons utiliser ces résultats extraits d’une
observation clinique afin de définir un montage expérimental se rapprochant le plus de la réalité
clinique.
Nous aurions pu trouver ces informations dans la littérature, mais souvent les méthodes d’extraction
des données sont peu décrites et peuvent varier selon le type de caméras. Nous avons donc préféré
utiliser une revue de patients explorés sur notre dispositif TEP-TDM.
La valeur moyenne de l’activité volumique maximale de 41,1 kBq/mL pour les tumeurs
pulmonaires que nous allons donc utiliser dans notre protocole expérimental est cependant tout à fait
cohérente avec les données de la littérature, pour des expériences du même type (Pevsner et al., 2005,
Vines et al., 2007, Park et al., 2008).
La valeur moyenne des volumes des tumeurs pulmonaires de 28 cm3 est également en bonne
adéquation avec les résultats de Vines et al. qui ont trouvé un diamètre moyen de 4 cm (équivalent à
un volume de 33,5 cm3) pour les tumeurs bronchiques.
102
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
II - Définition des indications de la synchronisation respiratoire en TEP
pour les cancers bronchiques.
II. A. Introduction
La synchronisation respiratoire à l’aide de dispositifs tels que le spiromètre ou le RPM n’est pas une
technique invasive ; cependant, elle reste coûteuse en temps et nécessite une organisation des examens
spécifique par rapport à un examen classique. De plus, comme nous l’avons déjà noté, le TDM 4D
entraîne une dose délivrée au patient plus importante qu’un TDM classique (Pan et al., 2006 – Simon
2006).
Nous pensons donc qu’il serait utile de réserver cette technique uniquement aux cas pour lesquels la
synchronisation peut améliorer significativement la précision des résultats.
Il faudra donc réaliser une sélection pertinente des patients qui recevront ce type d’examen.
Dans ce paragraphe, nous avons voulu mettre en évidence les cas où la synchronisation respiratoire
apporterait un bénéfice à la qualité d’image, plus précisément en termes de quantification du signal.
II. B. Matériels
Le dispositif TEP-TDM Discovery ST4, ainsi que la station de traitement des images Advantage
Workstation ont été décrits dans le paragraphe précédent.
Nous allons décrire dans cette partie uniquement les deux types de fantômes que nous avons utilisés.
II. B. 1. Fantôme de contrôle qualité des TEP.
Ce fantôme normalisé et distribué par la société PTW (Freiburg, Allemagne) permet de réaliser les
contrôles de performances des tomographes par émission de positons, selon la norme IEC 61675-1.
Lors de nos expérimentations, nous avons utilisé le fantôme « corps » ayant une contenance d’environ
neuf litres, en association avec le couvercle « sphères » présentant six sphères remplissables de
diamètre croissant (cf. figure 50 page 104).
103
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Figure 50: Fantôme PTW IEC 61675-1 "corps", avec le couvercle "sphères".
Ce fantôme a l’avantage d’être fourni avec un certificat de calibration du volume des sphères par un
laboratoire indépendant de la société PTW. Ces volumes sont référencés dans le tableau ci-dessous.
Sphère 1
Sphère 2
Sphère 3
Sphère 4
Sphère 5
Sphère 6
Diamètre (mm)
9,57
12,88
16,97
21,88
27,54
37,13
Volume (mL)
0,46
1,12
2,56
5,49
10,94
26,82
Tableau 6: Caractéristiques des sphères du fantôme PTW IEC 61675-1.
II. B. 2. Fantôme respiratoire.
a. Description.
Nous disposions du fantôme respiratoire programmable QuasarTM (Programmable Respiratory Motion
Phantom - Quality Assurance System for Advanced Radiotherapy, Modus Medical Devices, Ontario,
Canada) (cf. figure 51).
Il est composé d’un corps en plexiglas, ainsi que d’une unité motorisée permettant de mettre en
mouvement un insert dans la direction cranio caudale, avec des amplitudes et fréquences variables,
pouvant fluctuer respectivement de 0 à 4 cm et de 4 à 60 cycles par minute.
Deux types d’insert sont disponibles : un en plexiglas avec une sphère remplissable de 14 mL, un autre
en liège (matériau équivalent poumon) avec une sphère remplissable de 2 mL.
Figure 51: Fantôme respiratoire programmable QUASAR, et ses deux inserts.
104
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
b. Configuration du fantôme utilisée lors des expérimentations.
Lors des différentes acquisitions, nous devons choisir différentes caractéristiques du fantôme, parmi
lesquelles:
-
la taille de sphère remplissable,
-
l’activité de la solution avec laquelle nous allons la remplir,
-
la durée du cycle du fantôme,
-
l’amplitude de mouvement de l’insert.
Chacun de ses paramètres a été défini soit à partir de données de la littérature, soit à partir des résultats
de l’étude sur patient que nous avons présentés dans le paragraphe précédent.
i. Configurations issues des données de la littérature.
•
Fréquence respiratoire du fantôme.
La durée d’un cycle respiratoire moyen de patient se situe entre 3 et 6 secondes (Shirato et al., 2004;
Seppenwoolde et al., 2002; George et al., 2005).
Nous avons choisi d’utiliser pour le fantôme un cycle respiratoire de 5 secondes, valeur retrouvée
fréquemment dans la littérature pour les études sur fantôme respiratoire (Nehmeh et al., 2002; Vines et
al., 2007; Pönisch et al., 2008; Park et al., 2008).
•
Amplitude de mouvement.
Nous définissons par amplitude de mouvement le déplacement maximal effectué par chaque point de
la sphère (cf. figure 52).
Amplitude de mouvement
Figure 52: Illustration de l'amplitude de mouvement d'une sphère.
Des amplitudes de 1, 2 et 3 cm ont été réalisées lors de nos expérimentations.
Ces valeurs sont en accord avec des déplacements de tumeurs pulmonaires observés chez des patients
ayant
bénéficié
d’un
examen
d’imagerie
(cf. tableau n°3 page 55).
105
fluoroscopique
ou
tomodensitométrique.
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
ii. Configurations du fantôme issues des données de patient.
•
Volume des sphères
Les sphères remplissables de 2 et 14 mL que nous allons utiliser au cours de nos expérimentations sont
en bonne adéquation avec les volumes des tumeurs pulmonaires trouvés lors de notre étude. On couvre
ainsi les cas extrêmes des volumes les plus fréquemment rencontrés dans notre étude clinique.
(cf. figure 48 page 101)
•
Activité volumique injectée
Nous allons utiliser une solution (eau +
18
F-FDG) d’activité volumique moyenne de 40 kBq/mL,
valeur qui correspond à l’activité volumique moyenne des tumeurs mesurée lors de notre étude.
II. C. Plan expérimental.
Dans ce travail l’objectif est de déterminer pour quelle amplitude de déplacement la synchronisation
améliore la précision de la mesure de l’activité volumique. Pour cela, nous avons voulu mettre en
évidence dans quels cas des acquisitions d’un fantôme en mouvement étaient différentes, d’un point de
vue quantification du signal, des acquisitions en statique.
Nous avons dans un premier temps réalisé des études de répétitivité pour définir le coefficient
de variations des mesures d’Av.
Nous avons ensuite réalisé deux séries d’acquisitions, avec et sans mouvement et nous avons
comparé les différences dans les mesures d’Av entre les deux séries d’acquisitions, avec les
coefficients de variation définis au préalable.
II. C. 1. Etude de répétitivité.
Le fantôme PTW a été utilisé pour réaliser une étude de répétitivité des mesures d’activité sur les
images TEP.
Chaque sphère a été remplie avec une activité volumique moyenne proche de 40 kBq/mL.
Nous avons répété dix fois les acquisitions en mode 2D et cinq fois en mode 3D.
Ceci nous a permis de vérifier la répétitivité des coefficients de recouvrement (CR) de chaque sphère.
106
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
II. C. 2. Comparaison des mesures d’activité entre des acquisitions avec et sans
mouvement.
Nous avons utilisé le fantôme respiratoire Quasar ainsi que les deux inserts.
Le plan d’expérimentation suivi est détaillé ci-dessous.
Pour chacune des deux sphères, nous avons réalisé différentes acquisitions avec différentes amplitudes
de mouvement (de 0 à 3 cm), en mode 2D et 3D.
Sphères
2mL et 14 mL
Mode d'acquisition
Amplitude de mouvement
2D et 3D
0cm = statique
0,5 cm
1 cm
1,5 cm
2,5 cm
2 cm
3 cm
Tableau 7: Caractéristiques des acquisitions non synchronisées à la respiration pour les sphères de 2 mL
et 14 mL.
II. D. Méthodes
II. D. 1. Acquisition des données et reconstruction des images.
Les données TEP-TDM ont été acquises selon le même protocole que celui décrit en première partie
de ce chapitre (cf. page 98/99).
Le seul changement repose dans les méthodes de reconstructions des données TEP en mode 3D : nous
utiliserons toujours l’algorithme itératif VUE-POINT mais avec 2 itérations et 21 sous ensembles (par
comparaison des 3 itérations et 10 sous ensemble pour le mode 2D).
II. D. 2. Extraction des données.
Nous avons utilisé ici aussi la méthode de seuillage qui nous a permis d’extraire pour chaque série de
données l’activité volumique maximale (en kBq/mL). Nous avons utilisé un seuil fixe de 35% pour
l’ensemble des acquisitions : en effet, nous n’avions besoin que de l’Av maximale dont nous rappelons
que la valeur est indépendante du seuil appliqué.
107
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
II. D. 3. Analyse des données.
Pour chacune des acquisitions que ce soient celles réalisées avec le fantôme PTW ou le fantôme
Quasar nous avons calculé les coefficients de recouvrement de l’activité volumique maximale dont la
formule est décrite ci-dessous.
CR =
Activité volumique mesurée
Activité volumique théorique
Équation 19: Calcul du coefficient de recouvrement de l’activité.
Les valeurs « mesurées » proviennent des relevés effectués sur l’Advantage Workstation.
Les valeurs « théoriques » de l’activité volumique sont obtenues à partir de l’activité injectée dans la
sphère, corrigée de la décroissance radioactive entre le moment de la calibration avec l’activimètre et
le moment de l’acquisition (cf. équation 20).
Av théorique =
A0 × e − λt
Volume de la sphère
Équation 20: Calcul de l'activité volumique théorique dans une sphère.
Avec :
A0 = activité injectée calibrée à t0.
λ = ln2 / 109 = constante radioactive du 18F (minute-1).
t = délais entre to et début de l’acquisition TEP (minute).
Pour l’étude de répétitivité réalisée avec le fantôme PTW, nous avons calculé les coefficients de
variation des coefficients de recouvrement, pour chaque sphère, à l’aide de la formule ci-dessous.
CV = 100 ×
déviation s tan dard CR
moyenne CR
Équation 21: Calcul du coefficient de variation (CV) entre les coefficients de recouvrement (CR).
108
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
II. E. Résultats.
II. E. 1. Etude de répétitivité (fantôme PTW).
Les coefficients de variations des coefficients de recouvrement obtenus à partir des acquisitions sans
mouvement avec le fantôme PTW sont rassemblés dans le tableau 8.
Ces coefficients de variation évoluent entre 4,1 et 11,7% pour le mode 2D, et entre 6,3 et 9,1% pour le
mode 3D.
Volume des sphères
0,46
1,12
2,56
5,49
10,94
26,82
Coefficients de variation des CR (%)
Mode 2D
Mode 3D
10,4
9,1
11,7
7
7,5
6,6
5,2
6,4
4,1
6,3
5
7,1
Tableau 8: Coefficients de Variation des Coefficients de Recouvrement obtenus pour différents volumes
de sphères, en mode 2D et 3D.
Nous remarquons que plus le volume des sphères est petit, plus le coefficient de variation entre les
coefficients de recouvrements est important, ce qui illustre la difficulté à réaliser une mesure qui soit
reproductible dans le temps sur des petits volumes. Ceci est une conséquence directe de la non
satisfaction du théorème de Shannon pour les sphères de diamètre inférieur à 17 mm (soit un volume
de 2,56 mL). Ainsi l’effet de volume partiel affecte la mesure et l’exactitude de l’activité mesurée
d’autant plus que les sphères sont petites (cf. chapitre 1 I.C.3 page 44). Il nous parait utile de rappeler
que la correction de volume partiel n’est pas disponible sur notre dispositif TEP-TDM.
Ce coefficient de variation nous a permis de définir une valeur seuil de pourcentage, à partir de
laquelle nous considérions deux acquisitions TEP comme différentes, d’un point de vue quantification
du signal.
A partir de ce résultat, nous n’avons retenu une différence entre deux coefficients de
recouvrements que si elle était supérieure à 10%.
109
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
II. E. 2. Comparaison des acquisitions sans mouvement et avec mouvement « non 4D »
(fantôme Quasar).
Pour chaque amplitude de mouvement et pour chacune des deux sphères du fantôme respiratoire, nous
avons calculé les coefficients de recouvrement de l’activité (cf. équation 19 page 108) dont les valeurs
sont regroupées dans le tableau 9.
Sphère 2mL
Sphère 14mL
Amplitude de
mouvement (cm)
Coefficients de
Recouvrement
Amplitude de
mouvement (cm)
Coefficients de
Recouvrement
0 = statique
0,76
0 = statique
0,96
0,5
1,0
1,5
2,0
3,0
0,74
0,64
0,55
0,43
0,33
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
0,94
0,86
0,82
0,78
0,74
0 = statique
0,77
0 = statique
0,90
0,5
1,0
1,5
2,0
3,0
0,72
0,61
0,49
0,38
0,29
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
0,89
0,83
0,83
0,75
0,68
Mode 2D
Mode 3D
Tableau 9: Coefficients de recouvrement obtenus pour des acquisitions non synchronisées à la respiration,
pour les sphères de 2mL et 14mL.
Pour les deux sphères, plus l’amplitude de mouvement augmente, plus les coefficients de
recouvrement sont éloignés de notre valeur de référence, le CR statique. Cette tendance est d’autant
plus importante pour la sphère de 2 mL, pour laquelle on observe des CR pouvant aller jusqu’à 0,33 en
mode 2D et 0,29 en mode 3D.
Cette variation des CR résulte de l’effet de flou qui augmente en même temps que l’amplitude de
mouvement : le nombre de coups détectés reste constant mais il est réparti dans un volume plus
important, d’où la diminution de l’activité volumique mesurée et donc des coefficients de
recouvrement.
Pour chaque acquisition présentant un mouvement, nous avons calculé le pourcentage de différence du
CR (appelé « CRmouvNS ») avec le CR de l’acquisition statique correspondante (appelé « CRstat »),
selon l’équation suivante :
% différence CR mouv / CR stat = 100 ×
CR mouv − CR stat
CR stat
Équation 22: Pourcentage de différence entre les coefficients de recouvrement d'une acquisition en
mouvement et l'acquisition statique correspondante.
110
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
La variation de ce pourcentage a été exprimée en fonction du déplacement relatif que nous avons
défini comme étant le ratio de l’amplitude de déplacement divisé par le rayon de la sphère
(cf. équation 23).
Déplacement relatif =
Amplitude de déplacement (cm)
Rayon de la sphère (cm)
Équation 23: Définition du déplacement relatif.
La variation de ce pourcentage de différence entre les CR en mouvement et statique est représentée
ci-dessous, tout d’abord pour les acquisitions en mode 2D (cf. figure 53) et ensuite pour le mode 3D
(cf. figure 54). Une régression linéaire sur ces points a été calculée avec le logiciel CurveExpert
(version 1.37).
% de différence entre CRmouvNS et CR stat
80
y = 17,65 x - 8,84
r = 0,98
70
60
50
40
30
20
10
2 mL
14 mL
0
0,0
0,5
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
3,5
4,0
4,5
Déplacement relatif
Figure 53: Expressions du pourcentage de différence entre les CRmouvNS et CRstat en fonction du
déplacement relatif, pour des acquisitions en mode 2D.
111
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
90
y = 19,9 x - 9,65
r = 0,94
% de différence CRmouvNS et CRstat
80
70
60
50
40
30
20
10
0
0,0
0,5
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
3,5
4,0
4,5
Amplitude relative
Figure 54: Expressions du pourcentage de différence entre les CRmouvNS et CRstat en fonction du
déplacement relatif, pour des acquisitions en mode 3D.
Nous constatons logiquement, pour les 2 modes d’acquisition, que plus le déplacement relatif
augmente, plus le pourcentage de différence entre les CRstat et les CRmouvNS augmente.
On observera également que pour une amplitude relative inférieure ou égale à 1, l’écart entre les CR
reste inférieur à 10%.
II. F. Discussion et conclusion.
L’objectif de ce paragraphe était de définir les domaines d’application clinique de l’imagerie TEP 4D
pour les cancers bronchiques.
Pour cela, nous avons réalisé plusieurs acquisitions avec le fantôme respiratoire Quasar : des
acquisitions non synchronisées à la respiration, en absence de mouvement (appelées « statiques ») et
en présence de mouvement (appelées « mouvement non synchronisé »), ce dernier étant égal à 1, 2 ou
3 cm. Nous avons comparé les coefficients de recouvrement de l’activité volumique maximale, pour
les différentes acquisitions.
112
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Nous avons utilisé l’activité volumique maximale car cette dernière n’est pas dépendante de la valeur
du seuil appliqué pour la délinéation des volumes. En effet, la valeur de la fixation moyenne varie
beaucoup selon la région d’intérêt appliquée pour la délinéation qui est d’autant plus difficile à estimer
sur des images présentant un mouvement. L’activité volumique maximale a donc été préférée dans nos
analyses de par son caractère de constance, quelque soit le seuil appliqué.
La comparaison des CR nous a permis de constater que plus l’amplitude de déplacement augmente,
plus le CR s’éloigne de la valeur de référence qui correspond à celle des acquisitions statiques. C’est
une observation logique qui est en accord avec des données récentes de Okubo et al. et Park et al.
(Okubo et al., 2008, Park et al., 2008) .
L’étude de répétitivité nous a permis de mettre en évidence des variations entre les coefficients de
recouvrement pouvant aller jusqu’à 11,7%. Cette différence est à prendre en compte lorsque l’on
utilise en clinique le SUV comme indice de suivi longitudinal d’un patient. Cette valeur est cohérente
avec une étude réalisée sur patient par Wolfang et al., qui ont trouvé une déviation standard de 10%
entre différentes mesures de SUV pour un même patient (Wolfang et al., 1999).
En utilisant le seuil de 10% que nous avons défini à partir des coefficients de variation des CR, nous
avons comparé les acquisitions en mouvement non synchronisé aux acquisitions sans mouvement. En
utilisant les équations de régression linéaire, nous avons pu déduire que le pourcentage de différence
entre les CR des acquisitions en mouvement non synchronisé et les CR des acquisitions sans
mouvement était supérieur ou égal à 10% lorsque le déplacement relatif était supérieur ou égal à 1,07
pour les acquisitions en mode 2D, et égal à 0,99 pour les acquisitions en mode 3D.
Nous avons généralisé ces deux résultats en estimant que lorsque l’amplitude de déplacement de la
sphère était supérieure à son rayon, nous considérions les acquisitions en mouvement différentes de
celles en statique en terme de quantification, ceci pour les modes 2D et 3D.
Nous pensons donc que la synchronisation respiratoire apporte une amélioration de l’image
lorsque le déplacement de la sphère (ou de la tumeur en clinique) est supérieur à son rayon.
En effet, lorsque ce déplacement est plus petit que le rayon de la sphère, les acquisitions en
mouvement et en statique ne sont pas considérées comme différentes d’un point de vue
quantification car nous sommes encore dans les marges définies par les coefficients de variation.
Dans ces cas là, la synchronisation respiratoire n’apporterait pas d’amélioration notable, nous
allons le démontrer dans le chapitre suivant.
113
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Enfin, d’un point de vue clinique, ce résultat se traduirait par une application de la synchronisation
respiratoire à des tumeurs pulmonaires résécables, soit qu’il s’agisse de :
-
tumeurs de petite taille qui auront sûrement un déplacement supérieur à leur rayon,
quelque soit leur localisation (basale ou apicale) (cf. tableau 3 page 55)
-
tumeurs de volume plus important non fixées à des structures immobiles et localisées dans
des parties plus mobiles du poumon. (Seppenwoolde et al., 2002)
Une fois le domaine d’utilisation de la synchronisation respiratoire défini, l’étape suivante consiste à
étudier les différents paramètres entrant en jeu lors de l’acquisition de données TEP synchronisées à la
respiration.
114
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
III - Etude des différents paramètres lors de l’acquisitions d’images TEP
synchronisées à la respiration.
III. A. Introduction.
Un certain nombre de questions se posent lors de l’acquisition d’images synchronisées à la
respiration :
-
quelle doit être la durée d’acquisition d’image ?
-
quel découpage temporel devons-nous appliquer, afin de garantir une bonne statistique de
comptage mais également une bonne prise en compte de la respiration ?
-
quel mode d’acquisition devons-nous préférer entre les modes 2D et 3D ?
-
les acquisitions doivent-elles être réalisées en mode prospectif et en mode liste ?
De même, existe-t-il une influence des caractéristiques propres au patient, à savoir :
-
sa durée de cycle respiratoire ?
-
l’amplitude de mouvement des tumeurs pulmonaires ?
Dans le travail qui suit nous allons étudier l’influence de chacun des paramètres cités ci-dessus.
III. B. Matériels.
Nous avons utilisé le dispositif TEP-TDM Discovery ST4 dont nous avons réalisé une mise à jour du
logicielle en console Dimension, rendant possible les acquisitions TEP en mode liste. Cette mise à jour
a été possible grâce au financement du conseil régional de la région Midi-Pyrénées.
Le fantôme respiratoire a été employé tout au long du travail présenté ici, dans les mêmes
configurations que celle décrites dans le chapitre précédent :
-
Injection d’une activité volumique de 40 kBq/mL dans la sphère remplissable
-
Mouvements de la sphère avec d’amplitude allant de 0 à 3 cm
-
Durée du cycle respiratoire variant entre 4, 5 et 6 secondes
115
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
III. C. Méthodes.
III. C. 1. Synchronisation du fantôme avec le tomographe.
Ce fantôme a été conçu pour être utilisé avec le système RPM. Cependant, le travail présenté dans ce
chapitre avait pour objectif d’obtenir une synchronisation parfaite, sans aucun biais lié à l’utilisation
d’un dispositif de synchronisation.
Nous avons donc réalisé une modification du fantôme: cette synchronisation de référence a été rendue
possible grâce à l’introduction d’un détecteur électromagnétique positionné dans le moteur du fantôme
et permettant de détecter à chaque fois que l’insert arrive en bout de course, une seule fois par cycle du
fantôme.
Ce détecteur est connecté à un simulateur d’impulsions, lui-même branché directement sur la carte de
synchronisation respiration du tomographe.
Ce montage, présenté dans la figure 55, entraîne donc l’envoi au tomographe d’une impulsion par
cycle respiratoire du fantôme, permettant la synchronisation respiratoire en TEP.
Ce dispositif ne permet pas de réaliser des acquisitions TDM 4D.
Fantôme respiratoire
Simulateur d’impulsion
Figure 55: Connexion du fantôme respiratoire avec le tomographe.
NB : Ce montage a été possible grâce à la collaboration des ingénieurs et techniciens de la société
GEHC afin de garantir la sécurité et la qualité de l’utilisation clinique de la caméra TEP dans le cadre
de son fonctionnement quotidien.
116
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
III. C. 2. Acquisition des données.
a. Données TDM.
Les paramètres sont ceux utilisés en routine clinique ont été décrits dans le paragraphe I.C.2 page 98.
Les principales caractéristiques sont :
-
mode hélicoïdal,
-
rotation de tube de 0,5 s,
-
collimation du faisceau 4 × 3,75 mm.
b. Données TEP synchronisées à la respiration.
Les données sont corrigées de la décroissance radioactive, du rayonnement diffusé, des coïncidences
fortuites avec la méthode « Delayed Event Substraction », de l’atténuation des photons avec la
méthode basée sur les données TDM (non 4D) ainsi que du temps mort.
L’ensemble des données ont été reconstruites avec un algorithme itératif OSEM « VUE-POINT »
(GEHC), pour le mode 2D et le mode 3D.
Nous avons étudié deux modes d’acquisition synchronisées : le mode prospectif et le mode liste.
i. Acquisitions prospectives.
Les acquisitions ont été réalisées selon le mode « gated » et elles sont qualifiées de « prospectives »
car le nombre de bins par cycle respiratoire est défini avant l’acquisition (4, 6, 8, 10 ou 12 bins).
Les caractéristiques des acquisitions 4D en mode prospectif sont détaillées dans le tableau 10
(cf. tableau 10 page 118).
La grande majorité des tests a été effectuée avec la sphère de 14 mL : Nous avons jugé plus pertinent
d’utiliser cette dernière pour une étude paramétrique car les données sont moins soumises à l’effet de
volume partiel et de ce fait, la quantification est plus reproductible qu’avec la sphère de 2 mL
(cf. coefficients de variation table 8 page 109).
Les acquisitions ont été réalisées exclusivement en mode 2D: ce mode étant celui que nous utilisons en
routine clinique nous l’avons donc étudié en priorité.
Comme nous l’avons expliqué, une mise à niveau majeure a été faite en décembre 2007. Cette
nouvelle station nous a permis de faire des acquisitions en mode liste.
117
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Etant donné le caractère laborieux des acquisitions 4D en mode prospectif (15 heures de temps
d’acquisition pour les 90 examens décrits dans le tableau 10), lorsque nous avons eu la possibilité de
faire du mode liste, nous avons étudié le mode 3D avec ce dernier.
En effet, si nous avions réalisé les acquisitions décrites dans le tableau 10 en utilisant le mode liste,
ceci aurait réduit le nombre d’examen de 90 à 24, ainsi que le temps d’acquisition total de 15 heures à
3 heures 45 minutes.
Ceci représente une diminution très conséquente du temps d’immobilisation du dispositif TEP-TDM et
également une amélioration d’un point de vue radioprotection pour la personne réalisant l’ensemble de
ces tests.
Mode
d'acquisition
Sphère
2mL
Durée cycle respiratoire
du fantôme
Durée d'acquisition par
champ de vue
5s
10 min
1o min
4s
5 min
5s
Mode 2D
10 min
14mL
15 min
5 min
6s
10 min
15 min
Amplitude de
mouvement
Nombre de bins /
cycle
1cm
6, 8, 10
2cm
6, 8, 10
3cm
6, 8, 10
1cm
8, 10, 12
2cm
4, 6, 8, 10, 12
3cm
4, 6, 8, 10, 12
1cm
4, 6, 8, 10, 12
2cm
4, 6, 8, 10, 12
3cm
4, 6, 8, 10, 12
1cm
4, 6, 8, 10, 12
2cm
4, 6, 8, 10, 12
3cm
4, 6, 8, 10, 12
1cm
4, 6, 8, 10, 12
2cm
4, 6, 8, 10, 12
3cm
4, 6, 8, 10, 12
2cm
8, 10, 12
3cm
8, 10, 12
1cm
8, 10, 12
2cm
4, 6, 8, 10, 12
3cm
8, 10, 12
2cm
8, 10, 12
3cm
8, 10, 12
Tableau 10: Plan expérimental des acquisitions 4D mode prospectif pour les sphères de 2 mL et 14 mL.
118
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
ii. Acquisitions en mode liste.
Ces acquisitions ont été réalisées selon le mode « statique » avec un enregistrement du fichier mode
liste et du signal respiratoire du patient. Ceci permet a posteriori de simuler de nouvelles acquisitions
en mode 4D, avec différents découpages en phase.
Ces acquisitions 4D en mode liste ont été réalisées en mode 2D et 3D, pour chaque sphère
(cf. tableau 11). La relative rapidité d’acquisition des données en mode liste nous a permis d’étudier
des amplitudes de déplacement tout les 0,5 cm. Nous nous sommes par contre limités à des
acquisitions de durée totale de 10 minutes, pour un cycle respiratoire de 5 secondes. Les raisons de ce
choix seront détaillées dans la discussion (cf. page 133).
Mode d'acquisition
Durée cycle respiratoire
du fantôme
Durée d'acquisition
par champ de vue
Sphère
2 mL
2D et 3D
5s
10 min
14 mL
Amplitude de
mouvement
0,5 cm
1 cm
1,5 cm
2 cm
3 cm
1 cm
1,5 cm
2 cm
2,5 cm
3 cm
Nombre de
bins / cycle
6, 8 et 10
6, 8 et 10
Tableau 11: Plan expérimental des acquisitions 4D en mode liste pour les sphères de 2 mL et 14 mL.
III. C. 3. Extraction des données.
Les données TEP 4D ont été traitées avec le logiciel « Respiratory Gated PET » de la station
Advantage Workstation. Les informations dans chaque série de données ont été obtenues en utilisant
une segmentation d’image basée sur la méthode de seuillage.
Comme précédemment, nous avons utilisé la même méthode de segmentation en appliquant un
seuil de 35% de l’activité volumique maximale.
Nous avons relevé pour chaque image de sphère:
-
l’activité volumique maximale (Avmax en kBq/mL) déterminée à partir du voxel où le plus
grand nombre d’évènements a été détecté. Comme nous l’avons déjà dit, la valeur de
l’Avmax est indépendante du seuil appliqué, c’est pourquoi nous avons utilisé cet index
pour toutes nos analyses.
119
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
-
L’activité volumique moyenne (kBq/mL) et la déviation standard calculées à partir des
valeurs des voxels contenus dans la région définie par l’application du seuil de 35%. Ces
valeurs sont dépendantes du seuil choisi.
-
Le volume obtenu avec ce seuil de 35%.
Dans un second temps, nous avons cherché le seuil idéal : nous avons fait varier la valeur du seuil
jusqu’à ce que le volume de la sphère ainsi défini soit le plus proche du volume théorique de la sphère
(2 mL ou 14 mL).
Nous avons relevé :
-
La valeur du seuil idéal,
-
Les valeurs de l’activité volumique moyenne et déviation standard obtenues avec ce seuil
« idéal »,
-
Le volume obtenu en appliquant le seuil idéal.
III. C. 4. Analyse des données.
Nous avons comparé les différentes acquisitions en fonction des valeurs d’activité volumique
maximales et des volumes mesurés.
Pour cela, nous avons choisi comme index de comparaison les coefficients de recouvrements
(cf. équation 19 page 108) ainsi que l’erreur relative absolue de l’activité volumique mesurée
(Equation 24).
ER Av mesurée = 100 ×
( Av mesurée − Av théorique)
Av théorique
Équation 24: Calcul de l'erreur relative absolue de l'activité volumique mesurée.
Les CR et ER expriment la même notion de comparaison de l’activité volumique mesurée par rapport
à celle théorique. Cependant, dans certaines situations il nous semble plus aisé de raisonner en termes
d’erreur ou alors en termes de recouvrement du signal.
120
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
III. D. Résultats.
L’ensemble des résultats présentés ici proviennent des acquisitions décrites ci-dessus dont nous avons
extrait les informations nécessaires à l’étude des différents paramètres. Nous n’avons pas exploité
toutes les informations disponibles dans les images ; la totalité des résultats est consultable en
annexe 5.
Ces résultats de ce travail sont classés en deux catégories, selon les paramètres étudiés.
Dans une première partie, nous avons étudié l’influence des paramètres propres au patient, sur
lesquels nous n’avons pas d’influence dans la réalité clinique: durée du cycle respiratoire et amplitude
de mouvement. Dans notre étude sur fantôme, nous avons pu faire varier ces deux paramètres.
Dans une seconde partie, le travail a porté sur l’influence des paramètres d’acquisition des
images, sur lesquels nous pouvons agir : la durée d’acquisition des données, le nombre de bins par
cycle et enfin le mode d’acquisition.
Avant d’exposer les résultats concernant l’influence de chacun des paramètres, nous allons présenter
des images obtenues lors de ce travail.
III. D. 1. Images.
Les images des sphères de 2 mL (cf. figure 56) et 14 mL (cf. figure 57) présentées ici ont été acquises
en mode 2D, soit sans synchronisation à la respiration, soit en 4D avec un découpage temporel de 8
bins par cycle. Le fantôme présentait un cycle respiratoire de 5 secondes, une amplitude de
déplacement de 3 cm.
121
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Figure 56 : Acquisition non synchronisée (à gauche) versus synchronisée à la respiration (à droite) pour la
sphère de 2 mL.
Figure 57 : Acquisition non synchronisée (à gauche) versus synchronisée à la respiration (à droite) pour la
sphère de 14 mL
Les images ci-dessus illustrent tout l’intérêt de faire de la synchronisation respiratoire lorsque l’on est
en présence de mouvement, les images synchronisées à la respiration donnant des volumes bien
définis contrairement aux images non synchronisées pour lesquelles il est facile d’apprécier l’effet de
flou.
122
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
III. D. 2. Influence des paramètres propres au patient.
a. Influence de la durée de cycle respiratoire.
Cette influence de la durée du cycle respiratoire sur la quantification du signal a été étudiée avec la
sphère de 14 mL, pour des acquisitions 4D réalisées en mode prospectif avec présence des septas
(mode 2D). Ces acquisitions TEP 4D ont été réalisées avec un découpage de 8, 10 et 12 bins.
Nous avons calculé l’erreur relative de l’activité volumique maximale mesurée par rapport à l’activité
volumique (Av) théorique (selon l’équation 24 page 120) en fonction de la durée du cycle respiratoire
du fantôme, pour différentes amplitudes de mouvement (1, 2 et 3 cm).
Les résultats sont présentés dans le graphique ci-dessous.
Amplitude de déplacement = 1 cm
25
ER de l'Av maximale
20
15
8 bins
10 bins
10
12 bins
5
0
4 sec
5 sec
6 sec
Durée du cycle respiratoire.
Amplitude de déplacement = 2 cm
25
ER de l'Av maximale
20
15
8 bins
10 bins
10
12 bins
5
0
4 sec
5 sec
Durée du cycle respiratoire.
123
6 sec
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Amplitude de déplacement = 3 cm
25
ER de l'Av maximale
20
8 bins
15
10 bins
10
12 bins
5
0
4 sec
5 sec
6 sec
Durée du cycle respiratoire.
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.
Les ER de l’Av varient entre 4,4 et 14,2 %, 3,9 et 18,3 %, 7,4 et 15,1 % pour des durées de cycles de
4, 5 et 6 s respectivement.
Nous pouvons constater qu’il n’y a pas de relation simple qui décrive la variation des CR de l’Av avec
la durée du cycle respiratoire. Ceci nous a permis de ne considérer qu’une seule durée de cycle
respiratoire (5 secondes) pour la suite des investigations.
b. Influence de l’amplitude de mouvement.
Nous avons voulu vérifier si, en prenant en compte la respiration lors de l’acquisition des images, nous
obtenions des erreurs comparables, quelle que soit l’amplitude de mouvement à laquelle était soumise
la sphère.
Pour chacune des 2 sphères, en mode 2D et 3D, nous avons calculé les erreurs relatives de l’activité
volumique maximale mesurée pour différentes amplitudes de mouvement (0,5 cm à 3 cm).
Ces mesures sont extraites d’acquisitions 4D en mode liste, chaque valeur représentée sur la figure 59
page 125 étant une moyenne des ER calculées pour un découpage de 6, 8 et 10 bins par cycle.
124
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Sphère de 14 mL / mode 2D
60
60
50
50
40
6 bins
8 bins
10 bins
30
20
10
ER de l'Av maximale (%)
ER de l'Av maximale (%)
Sphère de 2 mL / mode 2D
40
6 bins
8 bins
10 bins
30
20
10
0
0
0,5 cm
1 cm
1,5 cm
2 cm
3 cm
1 cm
1,5 cm
Amplitude de mouvement
2,5 cm
3 cm
Sphère de 14 mL / mode 3D
Sphère de 2 mL / mode 3D
60
60
50
50
40
6 bins
8 bins
10 bins
30
20
ER de l'Av maximale (%)
ER de l'Av maximale (%)
2 cm
Amplitude de mouvement
40
6 bins
8 bins
10 bins
30
20
10
10
0
0
0,5 cm
1 cm
1,5 cm
2 cm
0,5 cm
3 cm
1 cm
1,5 cm
2 cm
3 cm
Amplitude de mouvement
Amplitude de mouvement
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
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Les valeurs moyennes d’ER varient pour la sphère de 2 mL entre13,5 % et 31,3 % pour le mode 2D,
et entre 30 et 45,1 % pour le mode 3D. Ces mêmes valeurs pour la sphère de 14 mL se situent entre
2,4 et 14,6% pour le mode 2D, et entre 11,2 et 15,4 % pour le mode 3D.
On observe ici une tendance selon laquelle, avec des acquisitions en mode liste, pour des déplacements
supérieurs à 1 cm, l’ER moyenne augmente avec l’amplitude de mouvement.
Cependant, nous pouvons noter que pour des déplacements faibles (0,5 cm et 1 cm), l’ER moyenne est
relativement élevée (sauf pour l’acquisition en mode 3D de la sphère de 14 mL).
Après ce travail sur l’influence de la configuration du fantôme respiratoire, nous allons maintenant
étudier l’influence des paramètres d’acquisition des images 4D TEP.
III. D. 3. Influence des paramètres d’acquisition des images TEP 4D.
Nous allons exposer tout d’abord les résultats concernant l’influence de la durée d’acquisition, nous
verrons ensuite l’influence du nombre de bins (ou « binning ») et enfin l’influence du mode
d’acquisition.
a. Influence de la durée d’acquisition.
L’influence de la durée du cycle respiratoire sur la quantification du signal a été étudiée avec la sphère
de 14 mL, avec une durée de cycle respiratoire de 5 secondes, pour des acquisitions 4D réalisées en
mode prospectif avec présence des septas (mode 2D).
Nous avons calculé les erreurs relatives de l’activité volumique en fonction de la durée d’acquisition,
pour chaque amplitude de mouvement ; les valeurs rapportées dans la figure 60 page 127 sont les
moyennes des ER obtenues pour les différents découpages temporels (4, 6, 8, 10 et 12 bins/cycle).
126
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
60
ER de l'Av maximale (%)
5 minutes
15 minutes
10 minutes
50
40
1 cm
2 cm
3 cm
30
20
10
bi
ns
6
bi
ns
8
bi
n
10 s
bi
n
12 s
bi
ns
4
4
bi
ns
6
bi
ns
8
bi
n
10 s
bi
n
12 s
bi
ns
s
bi
n
10 s
bi
n
12 s
bi
ns
8
bi
n
6
4
bi
ns
0
Figure 60: Erreur relative absolue de l’Av pour différentes durées d’acquisition, pour différents nombres
de bins.
Nous pouvons remarquer que les données acquises sur une durée totale de 15 minutes présentent les
erreurs les plus faibles, viennent ensuite les acquisitions réalisées en 10 minutes, puis en 5 minutes. Ce
résultat n’est pas surprenant car en augmentant la durée d’acquisition, on augmente le taux de
comptage et donc la qualité d’image.
En effet, si l’on tient compte de la nature Poissonienne des données, lorsque l’on augmente le nombre
de coups détectés par un facteur 2, le bruit diminue d’un facteur √2.
b. Influence du nombre de bins
Nous avons étudié l’influence du nombre de bins en analysant des acquisitions 4D en mode prospectif
et en mode liste, dans des configurations avec ou sans septas et pour chacune des deux sphères.
Pour chaque découpage temporel, nous avons calculé la moyenne des ER obtenues avec des
amplitudes de mouvement de 1, 2 et 3 cm (cf. tableau 12 page 128).
Ceci nous a permis d’étudier sur la totalité des déplacements l’incidence du nombre de bins par cycle
respiratoire.
127
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
ER moyenne de l'Av mesurée
Sphère de 2 mL
Mode 2D
Mode 3D
Nombre de bins
par cycle
6 bins
8 bins
10 bins
6 bins
8 bins
10 bins
Mode
Prospectif
28,7
31,7
28,7
Mode Liste
21,4
21,6
19,6
39,2
38
38
-
ER moyenne de l'Av mesurée
Sphère de 14 mL
Mode
Prospectif
5,9
5,8
7,7
-
Mode Liste
2
4,6
8
14
14
13,4
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.
Pour résumer, nous pouvons souligner plusieurs points :
-
De façon générale les ER sont plus élevées lorsque les acquisitions sont réalisées en mode
prospectif.
-
Il n’y a pas de franche incidence du binnig en mode 2D; nous pouvons simplement remarquer
que pour la sphère de 14 mL, un nombre de 6 bins par cycle donne les ER les plus faibles.
-
En mode 3D, les ER sont équivalentes, pour toutes les acquisitions.
c. Influence du mode d’acquisition des données TEP
Nous avons comparé les ER de l’Av maximale à partir d’acquisitions 4D réalisées en mode prospectif
et en mode liste (mode 2D et mode 3D), pour les 2 sphères, avec différentes amplitudes de
mouvement. Ces mesures sont collectées dans les tableaux 13A et 13B, chaque valeur d’ER étant une
moyenne des ER calculées pour un découpage de 6, 8 et 10 bins par cycle.
128
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
A
Sphère 2 ML
Mode Prospectif
Amplitude de
mouvement (cm)
Mode Liste
ER de l'Av (mode 2D)
ER de l'Av (mode 2D)
ER de l'Av (mode 3D)
moy
sd
moy
sd
moy
sd
0,5
-
-
20,3
0,6
42,7
2,1
1
30
2
17
1
36,3
0,6
1,5
-
-
14
1
30,7
0,6
2
30,3
1,5
25
1
40
0,6
3
28,6
4
28
3,6
42,7
2,1
B
Sphère 14 ML
Mode Prospectif
Amplitude de
mouvement (cm)
1
Mode Liste
ER de l'Av (mode 2D)
ER de l'Av (mode 2D)
ER de l'Av (mode 3D)
moy
sd
moy
sd
moy
sd
10,3
1,5
4
1,7
14
0
1,5
-
-
2
2
14,7
0,6
2
2
1,7
3,7
2,9
14,3
0,6
2,5
-
-
5
3
14,3
0,6
3
11,6
5
9,7
6,1
12,3
1,5
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.
En utilisant les résultats du tableau précédent, nous avons cherché quelles pourraient être les
recommandations en termes de mode d’acquisition :
-
mode 2D ou 3D ?
-
mode liste ou prospectif ?
i. Mode 2D ou 3D ?
La différence entre le mode 2D et le mode 3D a été étudiée seulement à partir des acquisitions mode
liste.
Nous pouvons remarquer que dans cette configuration d’expérimentation, l’ER observée pour le mode
3D est toujours largement supérieure à celle observée en mode 2D, quelle que soit l’amplitude de
mouvement.
129
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
ii. Mode prospectif ou Mode Liste ?
De façon générale, nous constatons que les données 4D acquises en mode liste donnent des erreurs
légèrement plus faibles que celle acquises en mode prospectif, avec une différence beaucoup plus
marquée pour l’amplitude de 1 cm.
Pour chaque mode d’acquisition (liste ou prospectif), nous avons comparé les coefficients de
recouvrement de l’activité volumique mesurée par rapport à l’Av théorique, afin de savoir si on
pouvait mettre en évidence une différence entre les 2 séries de données (données mode liste ou mode
prospectif). Ceci avait pour objectif de valider l’exactitude, d’un point de vue quantification du signal,
des données acquises en mode liste, par rapport aux données prospectives.
Pour cela, nous avons utilisé un test non paramétrique de Wilcoxon, appliqué à chaque valeur de CR
(nous n’avons pas travaillé sur les valeurs moyennes). Par exemple, nous avons appliqué le test sur 6
CR pour une acquisition 4D avec un découpage temporel de 6 bins. Les résultats de ces tests sont
présentés dans le tableau 14, pour chaque amplitude de mouvement et pour les sphères de 2 mL et
14 mL. .
Amplitude de
mouvement
1 cm
2 cm
3 cm
Sphère de 2 mL
Nombre de
p-value
bins
6
0,05
8
0,04
10
0,01
6
0,17
8
0,40
10
0,88
6
0,60
8
0,33
10
0,80
Sphère de 14 mL
Nombre de
p-value
bins
0,17
6
0,04
8
0,02
10
0,60
6
0,58
8
0,20
10
0,25
6
0,89
8
0,39
10
Tableau 14: Comparaison des Coefficients de Recouvrement obtenus à partir d’acquisitions en mode
prospectif et en mode liste (acquisitions réalisées avec septas) : les p-values ont été obtenues avec un test
de Wilcoxon.
Nous n’avons pas mis en évidence de différence statistiquement significative entre les deux séries de
données, hormis pour le déplacement de 1 cm pour lequel nous avions noté précédemment une erreur
beaucoup plus faible avec les acquisitions en mode liste.
130
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
III. D. 4. Etude de répétitivité des acquisitions en mode liste.
Nous avons voulu nous assurer de la répétitivité des mesures d’activité volumique et de volumes, sur
les acquisitions en mode liste. Pour cela, nous avons répété 5 fois des acquisitions LM, pour les 2
sphères et pour le mode 2D et 3D.
Nous avions fixé l’amplitude de déplacement à 2 cm et la durée du cycle respiratoire à 5 secondes.
Nous avons comparé les données provenant des 5 séries d’acquisition à l’aide d’un test de KruskalWallis.
a. Répétitivité de la mesure de l’activité.
Pour chacune des deux sphères, nous avons relevé pour chaque bin de chaque acquisition la valeur de
l’activité volumique maximale. Ceci nous a donc permis de calculé les CR correspondant et de les
comparer en fonction du découpage temporel appliqué. Les p-values sont regroupées dans le
tableau 15.
Nous pouvons constater que de façon globale les mesures montrent une bonne répétitivité, excepté
pour la sphère de 2 mL en mode 3D, pour des découpages temporels de 8 et 10 bins.
6 bins
8 bins
10 bins
Sphère 2 mL
p-values
p-values
mode 2D
mode 3D
0,52
0,11
0,69
0,002
0,18
0,002
Sphère 14 mL
p-values
p-values
mode 2D
mode 3D
0,48
0,58
0,75
0,6
0,51
0,57
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.
b. Répétitivité des mesures de volumes.
Nous avons comparé les volumes obtenus avec un seuil fixé à 35%.
Les valeurs des p-values obtenues pour les différents découpages temporels ainsi que pour les modes
2D et 3D sont présentées dans le tableau 16 page 132.
131
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
6 bins
8 bins
10 bins
Sphère 2 mL
p-values
p-values
mode 2D
mode 3D
0,17
0,19
0,2
0,67
0,93
0,07
Sphère 14 mL
p-values
p-values
mode 2D
mode 3D
0,1
0,03
0,07
0,77
0,09
0,16
Tableau 16: Analyse statistique (test de Kruskal Wallis) de la répétitivité des mesures de volumes pour des
acquisitions 4D TEP acquises en mode liste.
La mesure des volumes montre une bonne répétitivité car nous n’avons pas mis en évidence de
différence statistiquement significative, excepté pour un cas.
III. E. Récapitulation des principaux résultats.
Nous pouvons retenir :
•
La durée du cycle respiratoire du fantôme entre 4 et 6 secondes n’a pas d’incidence sur la
quantification du signal des données 4D TEP.
•
L’amplitude du mouvement des structures considérées a une influence sur l’erreur qu’on peut
observer pour la détermination de l’activité volumique à partir d’images 4D TEP et cette erreur
montre une tendance selon laquelle elle augmente avec l’amplitude du mouvement (excepté pour
les déplacements inférieurs à 1 cm).
•
La durée d’acquisition par champ de vue a montré logiquement une influence, selon laquelle plus
la durée est importante, meilleure sera la quantification du signal. Nous avons cependant retenu
une durée d’acquisition intermédiaire de 10 minutes, située entre 5 et 15 minutes et qui est
cohérente avec une application en clinique.
•
Le nombre de bins par cycle n’a pas montré dans cette configuration d’expérimentation une
influence sur l’exactitude des données 4D TEP.
•
Les donnés acquises en mode 2D présentent de meilleures estimations de l’activité volumique par
rapport à celles acquises en mode 3D. De la même façon, les données acquises en mode liste
montrent également des erreurs plus faibles que celles acquises en mode prospectif, en ce qui
concerne la quantification du signal.
•
Les données 4D TEP acquises en mode liste ont montré une bonne répétitivité en ce qui concerne
les mesure d’activité volumique mais également dans la détermination de volumes.
132
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
III. F. Discussion et conclusion.
Le travail présenté ici n’avait pas tant pour but de proposer des protocoles directement applicables en
clinique mais plutôt de définir des bases en étudiant l’influence de chacun des différents paramètres,
afin de préparer l’étude sur les dispositifs de synchronisation.
Pour cette raison, nous avons utilisé un montage « simple » simulant le déplacement d’une sphère de 2
et 14 mL, dans un environnement sans bruit de fond. Nous savons que ceci n’est pas représentatif de
la clinique.
Il nous a en effet semblé plus simple d’étudier l’influence de paramètres « propres » au patient ainsi
que les paramètres d’acquisition TEP 4D avec ce fantôme, par rapport à un fantôme présentant un plus
grand nombre de sphères et du bruit de fond, auquel cas un plus grand nombre de considérations
seraient rentrées en jeu.
De plus, les résultats obtenus étaient dépourvus de biais attribuables à un dispositif de synchronisation
car nous sommes en présence d’une synchronisation respiratoire déclenchée directement par le
fantôme lui-même grâce au détecteur placé dans son moteur.
L’étude des paramètres intrinsèques au fantôme nous a permis de mieux affiner la démarche
expérimentale que nous allons adopter dans le chapitre 3.
En effet, nous avons vu que la fréquence respiratoire du fantôme n’avait pas d’influence sur la
quantification du signal. Ceci nous a autorisés par la suite de ne considérer qu’une seule durée de cycle
respiratoire que nous avons fixée à 5 secondes.
En revanche, l’amplitude de mouvement de la sphère aura un impact sur la quantification,
aussi bien pour des acquisitions 4D que non 4D. Nous avons en effet montré une relation entre l’erreur
sur la quantification du signal et le déplacement des sphères, ce qui semble logique et confirme les
données de la littérature (Woo et al., 2004, Okubo et al., 2008). Nous allons donc, pour la suite des
investigations, continuer à étudier différentes amplitudes de mouvement.
Cependant, nous avons mis en évidence que pour les petites amplitudes de mouvement, la
quantification du signal sur des données TEP 4D donnait des erreurs relativement élevées par rapport
au déplacement. Il est vrai que dans ce cas de petits déplacements, nous sommes hors du domaine
d’utilisation de la synchronisation respiratoire que nous avons défini précédemment donc ceci
confirme notre choix de ne pas synchroniser les images de façon systématique.
Sur le plan pratique, lors d’acquisitions synchronisées à la respiration, ce résultat suggère d’éviter de
réaliser une mesure semi quantitative de rapport de fixation si on utilise une région témoin immobile
ou très peu mobile.
133
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Nous avons également mis en évidence que, du fait de l’effet de volume partiel, la taille de la
sphère jouait grandement sur l’exactitude de la quantification du signal. Ceci est en accord avec les
observations de Kadrmas et al. qui ont démontré une difficulté des tomographes à détecter des lésions
de diamètre inférieur à 15 mm. (Kadrmas et al., 2002).
Le travail présenté ici a été réalisé avec 2 sphères, l’une étant beaucoup plus soumise à l’effet de
volume de partiel du fait de sa taille. Pour les investigations à venir, il nous a semblé intéressant
d’utiliser un plus grand nombre de taille de sphère permettant une étude plus précise de l’incidence de
l’effet de volume partiel.
S’il n’est pas envisageable d’agir dans la réalité clinique sur les paramètres étudiés précédemment, à
savoir la taille des lésions, leur déplacement et sur la fréquence respiratoire du patient, il est tout à fait
possible d’influer sur les paramètres d’acquisition des images TEP 4D qui sont les suivants :
-
la durée d’acquisition par champ de vue,
-
le découpage temporel, c’est-à-dire le nombre de bins par cycle (ou « binning »)
-
le mode d’acquisition, d’un point de vue présence des septas ou pas (mode 2D ou 3D) et
d’un point de vue mode prospectif ou mode liste.
Nous avons retenu une durée d’acquisition de 10 minutes par pas d’acquisition, cohérente avec
une utilisation en clinique et donnant de bons résultats en terme de qualité d’image. Cette durée
d’acquisition sera utilisée pour la suite de nos investigations.
Nous n’avons pas mis en évidence dans les configurations étudiées ici d’influence franche du
nombre de bins sur le signal détecté. Il faut rappeler que le montage expérimental simule le
déplacement d’une sphère dans un milieu homogène, sans bruit de fond, ce qui correspond à une
situation idéale mais qui ne permet sûrement pas de déterminer une influence du découpage temporel.
Un travail reste donc à accomplir, afin de définir l’influence de ce découpage temporel appliqué lors
des acquisitions 4D. En effet, d’un point de vue théorique, ce découpage doit être choisi afin de
satisfaire au mieux un compromis entre un faible nombre de bins résultant en une bonne statistique de
comptage (et donc un bruit dans l’image plus faible) et un nombre de bins plus élevé garantissant une
meilleure définition des volumes.
Il semblerait que les acquisitions réalisées en mode « haute résolution » (mode 2D) donnent
des meilleurs résultats que les acquisitions « haute sensibilité » (mode 3D). Cependant, l’absence de
bruit de fond autour de la sphère doit ici aussi nous amener à nuancer ce résultat. En effet, cette
configuration d’un point chaud dans l’image ne demande pas une grande sensibilité de détection et
donc favorise d’emblée l’utilisation du mode 2D.
134
Chapitre 2
Paramètres d’acquisition 4D – Modèle de synchronisation parfait.
Enfin, un des objectifs principaux de ce paragraphe était d’étudier le mode liste. En effet, ce
mode d’acquisition des données est disponible sur notre dispositif TEP-TDM à condition d’avoir
activé une licence « recherche », fournie par le constructeur. Nous voulions nous assurer avant de
d’utiliser ce mode d’acquisition qu’il permettait d’obtenir des données correctes par rapport au mode
prospectif, largement utilisé et validé en routine clinique. Cette démarche va dans le sens de celle de
Watabee et al. qui ont voulu comparer mode liste et mode prospectif en terme de taux de
comptage avant de l’employer en routine (Watabee et al., 2006). Nous avons validé les résultats
obtenus avec les acquisitions mode liste par rapport au mode prospectif, grâce à une comparaison des
analyses de quantification du signal. De plus, de façon globale nous avons pu montrer que les erreurs
sur la détermination de l’activité volumique maximale étaient plus faibles sur les données obtenues à
partir du mode liste.
Grâce à cette validation du mode liste pour des acquisitions 4D, nous allons l’utiliser pour la suite des
expérimentations.
Pour conclure, cette étude nous a permis de définir une base de travail pour le chapitre suivant
dont l’objectif est de comparer deux systèmes de synchronisation : les acquisitions seront
réalisées à partir de fantôme présentant une durée de cycle respiratoire de 5 secondes,
différentes tailles de sphères plongées dans du bruit de fond et présentant des amplitudes de
déplacement variables.
Les données seront acquises en mode 2D et 3D sur une durée de 10 minutes par pas
d’acquisition, avec un enregistrement en mode liste permettant une étude du découpage
temporel a posteriori.
135
III. Comparaison de deux dispositifs de
synchronisation respiratoire :
le spiromètre SpiroDynr’X et le RPM.
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Introduction.
Dans la première partie de notre travail (chapitre 2), nous avons étudié différents paramètres pouvant
avoir une influence sur les données synchronisées à la respiration, ceci en utilisant un simulateur nous
permettant de nous affranchir de biais liés à l’utilisation d’un dispositif de synchronisation que nous
avons décrits dans le chapitre 1 (cf. page 68).
Le protocole expérimental défini dans le chapitre précédent a été utilisé pour la suite de cette étude
afin de comparer deux dispositifs de synchronisation: le système RPM de la société Varian et le
spiromètre SpiroDynr’X. Rappelons que contrairement au RPM qui est commercialisé pour le 4D, que
ce soit en radiothérapie ou en imagerie TEP et TDM, le SpiroDynr’X est utilisé uniquement pour la
radiothérapie asservie à la respiration.
La société Dyn’R a adapté le SpiroDynr’X, en collaboration avec les ingénieurs de GEHC, afin qu’à
chaque fin d’inspiration, lorsque la dérivée de l’équation de la courbe des débits ventilatoires s’annule,
une impulsion soit envoyée à la TEP, permettant ainsi une datation des données TEP.
Ce travail avait tout d’abord pour but de tester la faisabilité de la synchronisation respiratoire en TEP
en utilisant le SpiroDynr’X, en utilisant comme référence les données acquises avec le RPM. Ceci
nous a donc également permis de comparer les données obtenues avec le SpiroDynr’X et le RPM.
Dans une première partie nous définirons les champs d’application de la synchronisation respiratoire
dans des conditions proches de la clinique.
Ensuite, nous comparerons les données TEP 4D obtenues avec le SpiroDynr’X et le RPM. Cette
comparaison portera sur l’estimation de l’activité volumique ainsi que des volumes.
Partie 1 : Définition des champs d’application de l’imagerie 4D-TEP avec un protocole
expérimental proche de la pratique clinique.
Ce travail est dans la continuité de celui réalisé dans le chapitre 2, à la différence qu’ici, nous avons
utilisé un protocole expérimental proche de la clinique, défini dans le chapitre 2 : nous avons employé
un fantôme avec différentes tailles de sphères, plongées dans du bruit de fond (fantôme PTW).
Nous avons suivi la même méthodologie que dans le chapitre 2. II (cf. page 103) : nous avons comparé
les acquisitions du fantôme au repos, avec des acquisitions de ce dernier en mouvement, pour
différentes amplitudes de mouvement.
139
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Ceci avait pour but de mettre en évidence les situations où la synchronisation respiratoire pourrait
apporter une amélioration à la quantification du signal.
Pour cela, nous avons réalisé avec le fantôme PTW :
•
des acquisitions sans mouvement
•
des acquisitions non synchronisées à la respiration avec mouvement (1, 2 et 3 cm)
Ces acquisitions ont été réalisées en mode 2D et 3D.
Partie 2 : Influence des paramètres d’acquisitions TEP « 4D » et du dispositif de
synchronisation sur la quantification du signal et la délinéation des volumes.
Ce travail a été réalisé en 2 temps : tout d’abord à partir d’images réalisées avec le fantôme PTW
soumis à des mouvements « réguliers » de type sinusoïdaux, puis à des mouvements « irréguliers »
de type cycle respiratoire de patient. Nous avons étudié un certain nombre de paramètres :
•
Acquisitions TEP 4D avec le SpiroDynr’X ou le RPM
•
Mode 2D – 3D
•
Amplitude de mouvement variable de 0 à 3 cm
•
Nombre de bins variables : 1 bin (pour des acquisitions non synchronisées), 6 bins,
8 bins et 10 bins.
Nous avons pu comparer grâce à l’ensemble de ces acquisitions, la pertinence de l’estimation de
l’activité volumique ainsi que des volumes pour des images obtenues soit avec le système RPM, soit
avec le SpiroDynr’X.
Nous allons tout d’abord exposer les matériels et méthodes mis en œuvre pour réaliser ce travail.
140
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
I - Matériels et méthodes.
Une partie de ce montage étant identique à celui utilisé dans le chapitre 2, nous ne détaillerons donc
pas ici les éléments communs aux deux chapitres.
Le dispositif TEP-TDM avec lequel les images ont été réalisées est décrit dans le chapitre 2 I.B.2 page
97. Nous allons décrire plus précisément le fantôme utilisé ainsi que le montage avec les dispositifs de
synchronisation.
I. A. Fantôme.
I. A. 1. Description.
Nous avons utilisé le fantôme PTW que nous avons positionné sur une plate-forme mobile de la
société Modus Medical Devices (cf. figure 61).
Cette plate-forme présente le même moteur que le fantôme respiratoire Quasar, avec également la
possibilité de faire varier l’amplitude et la vitesse de déplacement. Le mouvement de la plate-forme est
corrélé avec celui d’un petit plateau, sur lequel il est possible de positionner un dispositif RPM. Ce
plateau mime un déplacement horizontal de la cage thoracique. Lorsque la plate-forme arrive en bout
de course, le plateau est une fois en position haute, une autre fois en position basse.
Plateau
Plateforme
Figure 61: Plate-forme respiratoire programmable Quasar, permettant de mettre en mouvement dans la
direction supéro-inférieure différents fantômes de contrôle qualité.
Cette plate-forme peut être commandée de façon logicielle et fonctionnera selon différents modes:
-
le mode oscillatoire, pour lequel il sera possible d’utiliser des formes de cycles respiratoires
issus d’enregistrements RPM de patients (cf. figure 62 page 142),
-
le mode rotation, décrivant des profils respiratoires sinusoïdaux,
-
le mode position permettant de faire démarrer le mouvement à partir d’une position que
l’utilisateur aura choisie.
141
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Figure 62: Interface logicielle fantôme QUASAR. Le tracé en vert représente le mouvement décrit par la
plate-forme. Ce mouvement provient d’un enregistrement RPM de cycles respiratoires de patient.
Cette plate-forme mobile permet de mettre en mouvement différents fantômes de contrôle qualité.
L’utilisation combinée de la plate-forme et du fantôme PTW nous a permis de faire une étude sur la
synchronisation respiratoire sur une plus grande gamme de volume qu’avec le fantôme Quasar
(0,46 mL à 26,82 mL versus 2 et 14 mL). Nous avons pu également rajouter du bruit de fond dans le
corps du fantôme, situation qui est plus représentative de la réalité clinique.
De plus, nous avons pu simuler deux types de mouvements : des mouvements réguliers de type
sinusoïdal et des mouvements irréguliers, définis grâce à un fichier RPM.
I. A. 2. Configuration du fantôme lors des expérimentations.
a. Activité de
18
F-FDG injectée dans le fantôme.
Lors des différentes acquisitions, nous avons toujours injecté dans le fantôme PTW :
-
40 kBq/mL dans les sphères des inserts et du fantôme PTW,
-
2 kBq/mL dans le corps du fantôme PTW, ce qui correspond à l’activité volumique moyenne
dans les poumons relevée lors de notre étude sur patient. (cf. tableau 5 page 100).
Le contraste du bruit de fond par rapport aux sphères correspond donc au contraste des tumeurs par
rapport au poumon rencontré en clinique, issu de l’étude préliminaire sur patient.
142
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
b. Fréquence respiratoire et amplitude de mouvement du fantôme.
Comme nous avons expliqué précédemment, le fantôme était animé soit par des mouvements
réguliers, de nature sinusoïdale, soit par des déplacements irréguliers simulant les mouvements
respiratoires rencontrés chez des patients.
Pour les mouvements réguliers, nous avons programmé les caractéristiques suivantes grâce au logiciel
permettant de commander les mouvements de la plate-forme mobile:
-
Forme du signal respiratoire : sinusoïde
-
Durée de cycle respiratoire : 5 secondes
-
Amplitudes de mouvement : 1, 2 et 3 cm
Pour les mouvement irréguliers, nous avons utilisé un fichier provenant d’un enregistrement de cycle
respiratoire d’un patient avec le système RPM que nous avons injecté dans le logiciel de la plate-forme
mobile. Le mouvement est irrégulier en fréquence respiratoire, et en amplitude de mouvement.
Nous ne pouvons donc pas choisir la fréquence respiratoire qui correspondra à celle du patient.
Nous pouvons seulement fixer l’amplitude maximale du mouvement que subit la plate-forme. Nous
avons fixé cette amplitude maximale à 3 cm.
La courbe de déplacement de la plate-forme mobile est représentée dans la figure ci-dessous.
Amplitude
maximale 3 cm
Temps
Figure 63: Cycle respiratoire de patient utilisé comme modèle pour le mouvement de la plate-forme
mobile.
143
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
I. B. Dispositifs de synchronisation.
I. B. 1. Le système RPM.
Ce dispositif est décrit dans le chapitre 1 (cf. page 67/68); nous allons présenter ici sa mise en
application.
L’utilisation du système RPM ne requiert pas de vérification de la calibration avant l’utilisation, bien
que celle ci ait été vérifiée par les techniciens Varian au moment de l’installation du système RPM.
Au début d’une séance de « gating », si la caméra détecte correctement les déplacements du boîtier, le
logiciel commence par calculer la période de la respiration du patient. Ce processus de calcul est
symbolisé sur l’interface logicielle par une ligne de 10 petits carrés bleus (cf. figure 64).
Tant que le logiciel n’a pas terminé son calcul et mis en évidence une régularité et une cohérence entre
les différents cycles mesurés, ce nombre de carrés bleus reste entre 5 et 10. En dessous de 5 carrés, le
système RPM considère la respiration comme périodique et permet à l’utilisateur de commencer
l’examen d’imagerie synchronisée à la respiration.
Figure 64: Interface logicielle du système RPM: Pendant la phase de calcul de la période respiratoire du
patient (écran de gauche); En cours d'acquisition, une fois que le signal respiratoire détecté présente des
caractères réguliers (écran de droite).
Dans le cas d’imagerie TDM 4D, le fichier RPM résultant de la session d’imagerie sera envoyé
directement à la station de traitement Advantage Workstation afin de reconstruire les différentes séries
de données TDM correspondantes au nombre de bins souhaité.
Dans le cas de données TEP 4D, le dispositif RPM permet un « marquage temporel » des données
TEP en cours d’acquisition ; le fichier RPM n’est donc pas conservé.
144
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
I. B. 2. Le SpiroDynr’X.
Rappelons que dans cette étude le SpiroDynr’X est connecté avec le TEP, en le branchant directement
sur la carte de synchronisation. La connexion avec le TDM est en cours d’étude dans le cadre du projet
COHERENCE.
Avant toute mesure avec le spiromètre, un certain nombre de tests doivent être réalisés. Nous allons
les détailler ci-dessous.
a. Mise en route du spiromètre et vérification de la calibration.
Après lancement du logiciel « SDG » fourni avec le spiromètre, des tests exécutés rapidement
(quelques secondes) seront lancés automatiquement pour vérifier les liaisons entre les différents
composants, ainsi que leurs temps de réponse.
Si ces tests sont passés avec succès, l’opérateur arrive directement sur la page de vérification du
calibrage avec une indication concernant la température du système. Il faudra à partir de ce moment
attendre 20 minutes afin que cette dernière se stabilise entre 31 et 33°C. Nous avons en effet vu dans le
chapitre 1.III.A.4 (cf. page 71) l’importance de maintenir une température correcte pour éviter toute
formation de condensation dans le pneumotachographe.
Une fois la température stabilisée, une étape de vérification de la calibration quotidienne est
obligatoire si l’on veut ensuite utiliser le spiromètre : en effet, il sera impossible d’accéder à l’écran de
mesure des volumes sans avoir réalisé au préalable cette vérification. Cette dernière sera réalisée à
l’aide d’une seringue calibrée de 3 litres (cf. figure 65A); il faudra réaliser au moins 3 « aller – retour »,
c'est-à-dire simuler 3 inspirations – expirations (cf. figure 65B).
Selon l’ « American Thoracic Society », il faut que l’écart entre le volume théorique de la seringue et
celui mesuré par le spiromètre soit inférieur à ± 3%. En pratique nous n’avons jamais constaté d’écart
supérieur à 1%.
145
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
A
B
Figure 65: Seringue de calibration du spiromètre (A) et vérification de la calibration avec le logiciel SDG
(B).
Lorsque cette étape de vérification de la calibration est terminée, on peut alors basculer sur l’écran de
mesure des volumes, après avoir sélectionné le nom du patient dans une base de données.
b. Enregistrement des volumes.
L’enregistrement débute par une phase de calcul du volume courant moyenné ainsi que de la zone de
stabilité permettant de définir la ligne de base du patient lorsqu’il est en fin d’expiration.
Le calcul de la ligne de base est réalisé à partir d’un enregistrement minimum de 5 volumes courants.
On peut choisir une tolérance de zone de stabilité qui est paramétrée par défaut à ± 0,1 litre.
Une fois l’enregistrement des volumes débuté, nous pouvons suivre grâce au logiciel les variations de
débit volumétrique du patient (cf. figure 66 page 147). Les petits points visibles à la fin de chaque
inspiration correspondent à l’envoi d’une impulsion sur la carte de synchronisation de la TEP, ceci à
condition que le niveau bas du volume courant détecté après une crête inspiratoire se situe dans la zone
de stabilité. La durée de cette impulsion a été choisie à 50 ms pour ne pas entrer en conflit avec les
signaux volumétriques envoyés par le spiromètre, toutes les 10 ms.
146
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Nous pouvons remarquer sur la figure 66, que lorsque le patient n’est pas revenu dans la zone de
stabilité à la fin de l’expiration, il n’y a pas d’envoi d’impulsion (représenté par les cercles blancs).
Ceci correspond à un atout majeur du spiromètre qui ne prendra pas en compte les cycles respiratoires
lorsque le patient ne revient pas à son niveau respiratoire de base entre deux inspirations.
En effet, dans ce cas là, l’amplitude du déplacement de la tumeur variera par rapport aux autres cycles
pour lesquels la ligne de base sera recouvrée entre deux inspirations.
De plus, nous pouvons remarquer la correction de dérive qui est appliquée au signal obtenu (représenté
par les carrés bleus).
Figure 66: Exemple d’une mesure de volumes avec le SpiroDynr’X. La bande grise correspond à la zone
de stabilité de la ligne de base. Une impulsion est envoyée en fin de chaque inspiration à condition que le
patient soit revenu dans la zone de stabilité à l’expiration précédente. Le signal obtenu est corrigé chaque
fois qu’une dérive est constatée.
147
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
I. C. Synchronisation du fantôme avec la TEP-TDM.
Nous avons réalisé un montage permettant à la fois la synchronisation du fantôme avec le RPM ainsi
qu’avec le spiromètre.
I. C. 1. Synchronisation respiratoire du fantôme en utilisant le système RPM.
Cette synchronisation était relativement aisée à opérer car la plate-forme mobile est conçue pour
fonctionner avec le système RPM.
En effet, un petit plateau, sur lequel on peut positionner le boîtier du RPM, décrit des mouvements
verticaux qui sont corrélés avec le déplacement de l’insert ou de la plate-forme (cf. figure 67). Chaque
fois que la plate-forme arrive en bout de course, le plateau est une fois en position haute (fin
d’inspiration) et une fois en position basse (fin d’expiration).
Figure 67: Illustration du montage expérimental permettant la synchronisation respiratoire de la plateforme mobile en utilisant le système RPM.
I. C. 2. Synchronisation du fantôme en utilisant le spiromètre.
Cette synchronisation a été plus délicate à mettre en œuvre, étant donné que les déplacements qu’opère
la plate-forme mobile n’entraînent pas d’inspiration et d’expiration d’air.
Il a donc fallu interposer la seringue de calibration du spiromètre entre ce dernier et la plate-forme
mobile permettant de mettre en mouvement le fantôme PTW. Cette opération a été réalisée par la
société Dyn’R. La seringue a été rendue solidaire de la plate-forme grâce à un système d’aimants entre
le piston de la seringue et une partie mobile de la plate-forme.
Chaque mouvement de la plate-forme entraîne un déplacement du piston de la seringue, et donc des
déplacements de flux d’air à la sortie la seringue : soit une « inspiration », soit une
« expiration » (cf. figure 68).
148
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Système d’aimants
Seringue de calibration du
spiromètre.
Entrée d’air dans la seringue
« inspiration du fantôme »
Sens du mouvement de la
plate-forme qui entraîne le
déplacement du piston de la
seringue de calibration.
Sortie d’air dans la seringue
« expiration du fantôme »
Figure 68: Illustration du montage expérimental permettant la synchronisation respiratoire de la plateforme Quasar en utilisant le spiromètre.
Ce montage permet de faire des acquisitions pour des déplacements supérieurs à 1,5 cm d’amplitude,
sinon la quantité d’air inspiré et expiré n’est pas suffisamment importante (il faut qu’elle soit au moins
supérieure à 100 mL) pour que le signal respiratoire du fantôme sorte de la zone de tolérance de la
ligne de base. En effet, un déplacement de 1 cm du piston de la seringue entraîne un déplacement d’air
à la sortie de la seringue correspondant à 78,5 mL, ce qui n’est pas suffisant pour sortir de cette zone
de tolérance. Pour un déplacement de 1,5 cm, ce volume d’air sera de 117 mL, ce qui en théorie est
suffisant pour réaliser des mesures avec le spiromètre ; cependant, nous avons observé un nombre
relativement important de cycles rejetés dès qu’une légère dérive de la mesure se produisait. C’est
pour cela que nous avons décidé d’utiliser ce montage avec le spiromètre uniquement pour des
déplacements supérieurs à 1,5 cm.
149
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
I. D. Réalisation des images TEP-TDM 4D.
I. D. 1. Acquisition des données.
Nous avons réalisé des acquisitions synchronisées à la respiration, à la fois en TDM et en TEP. Les
données TDM 4D ont été réalisées avec le système RPM, les données TEP 4D avec le système RPM
ou le spiromètre.
a. Données TDM 4D.
Elles ont été réalisées en mode ciné, avec les paramètres suivants :
-
Tension de tube : 120 kV
-
Intensité du courant de tube : 30 mA
-
Durée de rotation du tube : 0,5 seconde
-
Collimation: 4 coupes × 2,5 mm
-
Durée de l’acquisition ciné : durée du cycle respiratoire + 1 s
-
Intervalle entre images du ciné : durée du cycle respiratoire / 10
b. Données TEP 4D.
Les données TEP 4D ont toutes été réalisées avec et sans septas (mode 2D et mode 3D), avec une
durée d’acquisition de 10 minutes.
Les données TEP ont été acquises en mode « statique », avec un enregistrement du fichier mode liste
et du signal respiratoire du fantôme soit avec le système RPM, soit avec le spiromètre.
Après acquisition, grâce au fichier mode liste et à l’enregistrement du signal respiratoire, nous avons
pu simuler de nouvelles données qui seront synchronisées à la respiration, avec différents découpages
temporels (6, 8 et 10 bins).
Le protocole expérimental suivi est récapitulé dans le tableau 17 page 151.
Les corrections appliquées aux données sont identiques à celles décrites dans le chapitre 2
(décroissance radioactive, rayonnement diffusé, coïncidences fortuites, atténuation des photons, temps
mort des détecteurs).
150
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Durée
Durée cycle
Mode
d'acquisition
Amplitude de
respiratoire
d'acquisition par champ de
déplacement
du fantôme
vue
Dispositif de
synchronisation
Nombre de
bins / cycle
Statique
2D et 3D
10 min
-
0 cm
-
-
Cycles réguliers
sinusoïdaux
2D et 3D
10 min
5s
1 cm
2 cm
3 cm
RPM et SpiroDynr'X
1, 6, 8 et 10
Cycles irréguliers
type "patient"
3D
10 min
RPM et SpiroDynr'X
1, 6, 8 et 10
Défini par le cycle irrégulier
type "patient"
Tableau 17: Protocole expérimental suivi pour les acquisitions 4D TEP-TDM du fantôme PTW en
mouvement.
I. D. 2. Reconstruction des images.
a. Images TDM 4D.
A la fin de l’acquisition des données TDM 4D, nous avons transféré vers la station AW l’ensemble des
images TDM reconstruites mais non classées, ainsi que le fichier RPM (nom_du_patient.vxp). La série
de données que nous avons traitée en priorité est la série TDM nommée « CTAC » (de son appellation
anglo-saxonne « CT based Attenuation Correction ») qui est utilisée pour réaliser la correction
d’atténuation des données TEP.
Grâce au logiciel « Advantage 4D » nous avons reclassé les images du CTAC en fonction de la phase
du cycle respiratoire dans laquelle elles ont été acquises. Le cycle respiratoire a été découpé en un
même nombre de phases que pour les données TEP.
Un même travail sera réalisé pour reclasser les images TDM.
b. Images TEP 4D corrigées de l’atténuation grâce aux images TDM 4D.
Les données TEP ont été reconstruites avec l’algorithme VUE-POINT®, présentant les mêmes
caractéristiques que celles décrites au chapitre II.
Elles ont été reconstruites bin par bin, avec une carte de correction d’atténuation correspondant au
même bin. Par exemple, pour une acquisition 4D TEP découpée en 6 bins, il faut reconstruire le bin 1
de la TEP en choisissant pour la correction d’atténuation le bin 1 du CTAC reconstruit précédemment,
et ainsi de suite pour chaque bin.
151
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
C’est la différence majeure avec les acquisitions présentées au chapitre II, pour lesquelles la
reconstruction de tous les bins se faisait en une seule fois, avec une carte des coefficients d’atténuation
obtenue à partir d’un TDM non synchronisé à la respiration.
I. E. Extraction des données.
Les données ont été obtenues avec la même méthodologie que dans le chapitre 2 : nous avons délinéé
chaque sphère de chaque acquisition en utilisant la méthode de seuillage, sur la station Advantage
Workstation de GEHC.
Nous avons donc obtenu pour chaque sphère :
-
L’activité volumique maximale (kBq/mL),
-
L’activité volumique moyenne (kBq/mL) ainsi que la déviation standard de la répartition des
Av de chaque voxels par rapport à cette valeur moyenne,
-
Le volume obtenu en appliquant un seuil de 35%,
-
Le seuil idéal (lorsque le volume mesuré se rapproche le plus du volume théorique).
Nous allons maintenant détailler les résultats obtenus.
Rappelons que notre travail sera exposé en deux parties :
Partie 1 : Définition des champs d’application de l’imagerie 4D-TEP avec un protocole
expérimental proche de la pratique clinique.
Partie 2 : Influence des paramètres d’acquisitions TEP « 4D » et du dispositif de
synchronisation sur la quantification du signal et la délinéation des volumes.
152
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
II - Résultats.
II. A. Définition des champs d’application de la synchronisation respiratoire
avec un protocole expérimental proche de la pratique clinique.
Le travail présenté dans cette section avait pour but de confirmer les résultats obtenus dans le chapitre
2, en appliquant un autre montage expérimental, plus proche de la réalité clinique : nous avons utilisé
un plus grand nombre de sphères, ainsi que du bruit de fond autour de ces sphères.
Rappelons brièvement que les résultats exposés dans cette section ont été obtenus en analysant et en
comparant des acquisitions du fantôme PTW sans mouvement et des acquisitions avec mouvement,
non « 4D ».
a. Images.
Les images présentées ci-dessous correspondent à des acquisitions du fantôme PTW sans mouvement
(image A) et avec des mouvements d’amplitude de 1 cm (image B), 2 cm (image C) et 3 cm (image
D).
A
C
B
D
Figure 69 : Images du fantôme sans mouvement (A), avec un déplacement de 1 cm (B), de 2 cm (C), de
3 cm (D).
Comme nous l’avions déjà constaté, il est facile d’observer une nette différence dans la définition des
volumes ainsi que dans la qualité d’image entre l’image A du fantôme sans mouvement et l’image D,
de ce même fantôme mais avec un déplacement de 3 cm.
153
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
b. Comparaison des coefficients de corrélation issus d’acquisitions sans
mouvement et avec mouvement (non 4D).
Nous avons calculé le pourcentage de différence entre les CR obtenus pour des acquisitions sans
mouvement et les CR des acquisitions du fantôme en mouvement (cf. équation 19 page 108).
Nous avons suivi la même procédure que dans le chapitre 2 : le pourcentage de différence a été
exprimé par rapport au déplacement relatif dont nous rappelons qu’il s’agit de l’amplitude de
déplacement divisée par le rayon de la sphère considérée. Il y a beaucoup plus de points sur chaque
graphique car nous avons multiplié par 3 le nombre de sphères par rapport aux résultats du chapitre 2.
Pour chacune des courbes nous avons calculé une courbe de régression linéaire grâce au logiciel Curve
Expert (Version 1.37).
Les résultats sont présentés dans la figure 70 page 155. Nous remarquons sur ces deux courbes, une
augmentation logique de la différence entre les CR obtenus à partir d’acquisitions ne présentant pas de
mouvement et les CR des acquisitions en mouvement. Les points sont plus dispersés par rapport aux
résultats du chapitre 2 du fait du nombre plus important de sphères.
La différence entre les CRstat et CRmouvNS semble cependant être plus franche pour les acquisitions
réalisées en mode 3D dont le coefficient de la pente de la courbe de régression linéaire est de 16, alors
qu’il n’est que de 13,8 pour les acquisitions en mode 2D.
Nous avons vu dans le chapitre 2 que nous considérions deux acquisitions comme différentes d’un
point de vue quantification du signal lorsque le pourcentage de différence entre leurs coefficients de
recouvrement était supérieur à 10%.
Cette différence supérieure à 10% se traduit ici par un déplacement relatif supérieur à 1,3 en mode 2D
et supérieur à 1 en mode 3D.
Ce résultat a été généralisé en estimant que lorsque l’amplitude de déplacement de la tumeur est
supérieure à son rayon, il faut appliquer la synchronisation à la respiration. Nous venons de
confirmer sur un modèle expérimental proche de la clinique, les résultats obtenus dans le
chapitre 2.
154
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
100
A
% de différence entre CRmouvNS et CR stat
80
90
80
y = 17,65 x - 8,84
r = 0,98
70
60
50
y = 13,8x - 7,9
r = 0,94
40
30
20
10
2 mL
14 mL
0
% différence entre CRmouvNS et CRstat
0,0
0,5
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
3,5
4,0
4,5
Déplacement relatif
70
60
50
40
30
20
10
0
0
1
2
3
4
5
6
7
Amplitude relative
100
y = 16,07x - 6,6
r = 0,93
B
90
90
% de différence CRmouvNS et CRstat
80
80
% différence entre CRmouvNS et CRstat
y = 19,9 x - 9,65
r = 0,94
70
70
60
50
40
30
20
10
0
0,0
0,5
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
3,5
4,0
4,5
Amplitude relative
60
50
40
30
20
10
0
0
1
2
3
4
5
6
7
Amplitude relative
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 (A) et en mode 3D (B). Le petit
encadré rappelle les résultats obtenus avec le fantôme Quasar au chapitre 2.
155
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
II. B. Influence des paramètres d’acquisition des données TEP « 4D » et du
dispositif de synchronisation sur la quantification du signal et la
détermination des volumes.
Dans un premier temps, nous allons exposer les résultats obtenus lorsque le fantôme PTW était soumis
à un cycle régulier, de nature sinusoïdale.
Nous verrons ensuite les résultats obtenus pour un cycle irrégulier, provenant d’un enregistrement
RPM de patient.
II. B. 1. Modèle respiratoire sinusoïdal régulier.
Nous allons tout d’abord montrer des images, nous présenterons ensuite les résultats concernant
l’estimation de l’activité volumique maximale et le rapport signal sur bruit. Enfin, nous exposerons les
résultats sur l’étude du seuil idéal.
a. Images
i. Images TDM « 4D ».
Les images présentées ci-dessous (cf. figure 71 page 156/157) représentent des acquisitions TDM du
fantôme PTW présentant un mouvement de 3 cm. Les images de gauche sont non synchronisées à la
respiration (images A, C et E) contrairement aux images de droite qui le sont (Images B, D et F). Nous
remarquons que les volumes issus des TDM A, C et E sont définis très médiocrement par rapport à
ceux des acquisitions TDM 4D. Ceci est d’autant plus visible que les sphères sont petites.
B
A
156
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
C
D
E
F
Figure 71: Comparaison entre des images TDM non 4D (à gauche) et TDM 4D (à droite) acquises avec le
fantôme PTW présentant un mouvement de 3 cm.
ii. Images TEP « 4D ».
Nous avons regroupé différentes images TEP selon qu’elles ont été acquises avec septas (mode 2D) ou
sans septas (mode 3D). Pour chaque série, nous avons présenté au niveau des figures 72 et 73 page
158: une acquisition du fantôme PTW sans mouvement (A), avec un mouvement d’amplitude 3 cm
(Images B : non 4D – Images C et D : 4D).
Les images A montrent une bonne qualité d’image que ce soit en mode 2D ou 3D. Les images 4D TEP
confirment bien ce que nous avions noté dans la littérature, à savoir que ces dernières sont nettement
plus bruitées que des images non 4D. Cette tendance est d’autant plus visible en mode 2D, ceci étant
lié à la présence des septas qui entraînent une meilleure discrimination des photons selon leur
provenance, mais également une diminution de la sensibilité du système.
157
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
A
B
C
D
Figure 72: Images réalisées en mode 2D, sans mouvement (A), avec mouvement non 4D (B) et 4D (C et D).
A
B
C
D
Figure 73: Images réalisées en mode 3D, sans mouvement (A), avec mouvement non 4D (B) et 4D (C et D).
158
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
b. Erreur de la mesure d’activité volumique maximale.
Nous avons calculé les coefficients de recouvrement de l’activité volumique maximale pour chaque
sphère de chaque configuration d’acquisition:
-
Sans mouvement
-
Avec mouvement (amplitude de déplacement 1, 2 et 3 cm)
-
Non synchronisé à la respiration.
-
Synchronisé à la respiration (6, 8 et 10 bins) grâce au RPM et au SpiroDynr’X
Les valeurs des CR sont répertoriées dans le tableau 18 page 160. Pour les amplitudes de déplacement
de 1 cm et 2 cm nous avons représenté des limites en pointillés : au dessus de la ligne en pointillés, la
synchronisation est recommandée selon nos résultats précédents. Pour 3 cm d’amplitude de
mouvement, la synchronisation est toujours préconisée, quelque soit le diamètre de la sphère.
Nous remarquons que :
•
Pour les acquisitions sans mouvement, les CRstat augmentent avec la taille des sphères : ils
varient entre 0,42 et 1,09 pour les acquisitions en mode 2D et entre 0,56 et 1,06 pour le mode 3D. Il
existe donc une légère sur estimation de l’activité volumique maximale pour les plus grosses sphères.
•
Pour les acquisitions en mouvement « non 4D » on observe une variation un peu anarchique
des coefficients de recouvrement. Cependant, nous avons déjà constaté que le mouvement entraîne des
diminutions des CR sur les images non 4D, par rapport à des CRstat. Les données dans ce tableau
tendent à le confirmer, excepté pour les plus grosses sphères, et particulièrement en mode 2D, où nous
trouvons des CRmouvNS supérieurs à 1. Ceci est sûrement lié à l’utilisation de l’activité volumique
maximale comme index de comparaison : en effet, selon Boellard et al. la valeur du pixel maximal
augmente avec la taille de lésion (Boellard et al., 2004)
De plus, nous pouvons constater que ces CR sont toujours plus proches de la valeur de référence
(statique) pour les acquisitions en mode 3D.
•
Pour les acquisitions en mouvement « 4D », les valeurs des CR sont plus élevées pour les
acquisitions en mode 2D, par rapport aux acquisitions en mode 3D.
Selon la théorie, dans le cas d’acquisitions en mouvement, l’imagerie 4D permet d’améliorer les CR
qui se rapprocheront des CR obtenus pour des acquisitions statiques.
159
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Ceci est vérifié dans le tableau ci-dessous dans la majorité des cas, pour des acquisitions en mode 3D.
Par contre, ce n’est pas forcement le cas pour des images réalisées en mode 2D, pour lesquelles nous
avons obtenu dans certains cas des CR pour les images 4D très largement supérieurs à 1. Il semblerait
donc que les données 2D soient nettement plus soumises au bruit que les données 3D, ce qui se traduit
par une très nette surestimation de l’activité volumique maximale.
Amplitude de déplacement
Sphère
Nombre
Mode (diamètre
de bins
et volume)
10 mm
0,46 mL
13 mm 1,12
mL
17 mm 2,56
mL
2D
22 mm 5,49
mL
28 mm
10,94 mL
37 mm
26,82 mL
10 mm
0,46 mL
13 mm 1,12
mL
17 mm 2,56
mL
3D
22 mm 5,49
mL
28 mm
10,94 mL
37 mm
26,82 mL
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
1 cm
0 cm
CRmoy
stat
0,42
0,76
0,91
0,98
1,04
1,09
0,56
0,80
1,00
1,00
1,02
1,06
CRmoy
RPM
0,66
0,60
0,64
1,16
1,17
1,05
1,50
1,49
1,48
1,51
1,49
1,64
1,67
1,76
1,78
0,25
0,22
0,20
0,44
0,38
0,32
0,86
0,77
0,71
1,04
1,04
1,00
1,02
1,13
1,13
1,14
1,18
1,16
2 cm
CRmoy
mouvNS
-
0,71
1,04
1,25
1,22
1,20
0,33
0,63
0,87
1,01
1,03
1,07
CRmoy
spiro
3 cm
CRmoy % diff CR CRmoy
RPM spiro-RPM mouvNS
0,29
0,30
0,26
0,85
0,81
0,74
1,16
1,13
1,15
1,44
1,42
1,49
1,55
1,73
1,65
1,69
1,72
1,78
0,80
0,72
0,77
1,29
1,16
1,22
1,43
1,55
1,57
1,70
1,75
1,98
1,73
1,87
1,93
6,25
12,50
3,90
10,08
2,59
5,74
0,70
8,39
5,10
8,82
1,14
16,67
2,31
8,02
7,77
0,24
0,21
0,20
0,49
0,41
0,36
0,81
0,72
0,68
0,98
0,94
0,90
1,07
1,09
1,07
1,10
1,12
1,13
0,19
0,20
0,19
0,36
0,35
0,30
0,81
0,77
0,69
1,04
1,02
0,98
1,13
1,16
1,16
1,17
1,20
1,24
26,32
5,00
5,26
36,11
17,14
20,00
0,00
6,49
1,45
5,77
7,84
8,16
5,31
6,03
7,76
5,98
6,67
8,87
0,18
0,40
0,69
0,88
1,09
1,13
0,17
0,33
0,60
0,83
0,96
1,03
CRmoy
spiro
CRmoy % diff CR CRmoy
RPM spiro-RPM mouvNS
0,36
0,34
0,29
0,61
0,67
0,63
1,27
1,21
1,19
1,43
1,47
1,49
1,65
1,67
1,65
1,69
1,79
1,82
0,69
0,67
0,74
0,96
1,20
1,13
1,47
1,41
1,54
1,70
1,75
1,98
1,87
2,05
2,13
11,59
0,00
14,86
32,29
0,83
5,31
2,72
4,26
3,25
2,94
4,57
16,67
9,63
12,68
14,55
0,19
0,19
0,18
0,36
0,35
0,30
0,67
0,64
0,55
0,92
0,91
0,87
1,07
1,11
1,09
1,16
1,16
1,15
0,19
0,18
0,17
0,33
0,28
0,24
0,74
0,67
0,55
1,00
0,97
0,90
1,08
1,10
1,07
1,17
1,17
1,16
0,00
5,56
5,88
9,09
25,00
25,00
9,46
4,48
0,00
8,00
6,19
3,33
0,93
0,91
1,87
0,85
0,85
0,86
0,14
Tableau 18 : Coefficient de Recouvrement pour chaque sphère du fantôme PTW, pour des acquisitions en
mode 2D et 3D, selon différentes amplitudes de mouvement. Les pointillés permettent de délimiter les
champs d’application de la synchronisation respiratoire.
160
0,32
0,52
0,75
0,90
1,19
0,13
0,23
0,42
0,54
0,71
0,96
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Afin de comparer de façon plus aisée les différences entre les acquisitions réalisées en mode 2D et 3D,
ainsi que le données provenant d’acquisitions avec le SpiroDynr’X et le RPM, nous avons calculé
l’erreur relative (ER) de l’activité volumique mesurée par rapport à l’Av théorique, grâce à l’équation
ci-dessous.
Erreur relative = 100 ×
(Av mesurée − Av théorique)
Av théorique
Équation 25: Calcul de l'erreur relative.
Une erreur relative positive signifie donc que l’Av mesurée est supérieure à l’Av théorique et une
erreur relative négative signifie donc que l’Av mesurée est inférieure à l’Av théorique.
Nous avons exprimé les résultats obtenus sous forme d’histogrammes qui permettent, pour une
amplitude et un découpage temporel donné, une comparaison des ER obtenues avec des acquisitions
en mode 2D et 3D, réalisées avec le système RPM et le spiromètre (cf. figures 74 et 75 page 162/163).
Les signes « × » signifient que nous n’avons pas détecté de sphère et donc que la mesure de l’erreur
n’a pu être effectuée. Nous constatons donc que la sphère de 0,46 mL n’est jamais détectée sur les
images réalisées en mode 2D, avec le système RPM.
De plus, nous avons rajouté sur les graphes de la figure 74 les limites de l’application de la
synchronisation respiratoire, grâce aux résultats obtenus dans le chapitre précédent. Ces limites sont
également valables pour les graphes de la figure 75.
Une très nette tendance se dessine :
•
On observe une sous estimation de l’Av maximale mesurée pour les volumes en dessous de
5,49 mL. Cette sous estimation est généralement plus importante pour les acquisitions
réalisées en mode 3D.
•
Il existe sur estimation de l’Av maximale mesurée à partir de la sphère de 5,49 mL, d’autant
plus importante pour les acquisitions en mode 2D. Les mauvais résultats observés pour les
acquisitions en mode 2D nous ont conduits pour la suite des investigations à ne considérer que
le mode 3D.
•
Les erreurs sont globalement moins importantes pour des acquisitions découpées en 6 bins, les
erreurs les plus importantes étant observées pour les acquisitions avec un découpage de 10
bins.
•
Les ER issues des images réalisées avec le spiromètre sont généralement plus faibles que
celles obtenues avec le RPM.
161
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
A
Amplitude de déplacement 2 cm - 6 bins
100
Application justifiée de l’imagerie 4D
80
60
40
ER
20
0
×
0,46 mL
1,12 mL
2,56 mL
5,49 mL
10,94 mL
26,82 mL
-20
-40
Spiro - mode 2D
RPM - mode 2D
Spiro - mode 3D
RPM - mode 3D
-60
-80
-100
Sphère
B
Amplitude de déplacement 3 cm - 6 bins
100
80
Application justifiée de l’imagerie 4D
60
40
ER
20
0
×
0,46 mL
1,12 mL
2,56 mL
5,49 mL
10,94 mL
26,82 mL
-20
-40
Spiro - mode 2D
RPM - mode 2D
Spiro - mode 3D
RPM - mode 3D
-60
-80
-100
Sphères
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). Les croix rouges signifient que la
sphère n’a pas été détectée sur l’image.
162
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
C
Amplitude de déplacement 2 cm - 8 bins
Amplitude de déplamcement 2 cm - 10 bins
120
120
100
100
80
80
60
60
40
40
20
20
0
-20
×
0,46 mL
ER
ER
A
1,12 mL
2,56 mL
5,49 mL
10,94 mL
0
26,82 mL
-20
-40
×
0,46 mL
1,12 mL
2,56 mL
-100
Spiro - mode 2D
RPM - mode 2D
Spiro - mode 3D
RPM - mode 3D
-80
-100
-120
-120
Sphères
B
Sphères
Amplitude de déplacement 3 cm - 10 bins
D
Amplitude de déplacement 3 cm - 8 bins
120
120
100
100
80
80
60
60
40
40
20
20
×
0,46 mL
ER
ER
26,82 mL
-60
Spiro - mode 2D
RPM - mode 2D
Spiro - mode 3D
RPM - mode 3D
-80
0
10,94 mL
-40
-60
-20
5,49 mL
1,12 mL
2,56 mL
5,49 mL
10,94 mL
0
26,82 mL
×
0,46 mL
1,12 mL
2,56 mL
5,49 mL
10,94 mL
26,82 mL
-20
-40
-40
-60
-60
Spiro - mode 2D
Rpm - mode 2D
Spiro - mode 3D
RPM - mode 3D
-80
-100
Spiro - mode 2D
RPM - mode 2D
Spiro - mode 3D
RPM - mode 3D
-80
-100
-120
-120
Sphères
Sphères
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). Les croix rouges signifient que la sphère n’a pas été détectée sur l’image.
163
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
c. Rapport signal / bruit
Nous avons étudié l’influence du dispositif de synchronisation sur la valeur du rapport signal sur bruit
(RSB) observé à l’intérieur des sphères.
Rapport signal sur bruit =
Av moyenne dans la sphère
Dév. Std
Équation 26: Calcul du rapport signal sur bruit.
Les valeurs des rapports signal sur bruit pour des acquisitions 4D (en mode 2D et 3D) réalisées avec le
SpiroDynr’X et le système RPM sont regroupées dans les graphiques ci-dessous. Les valeurs
présentées sont des moyennes des RSB pour des acquisitions du fantôme présentant un mouvement de
2 et 3 cm.
RPM - mode 2D
Spiromètre - mode 2D
5
Rapport signal / Bruit
Rapport signal / Bruit
5
4
3
2
1
0
6 bins
8 bins
10 bins
4
3
2
1
0
0
10
20
30
0
40
RPM - mode 3D
20
30
40
Spiromètre - mode 3D
5
5
Rapport signal / Bruit
Rapport signal / Bruit
10
Diamètre des sphères (mm)
Diamètre des sphères (mm)
4
3
2
1
0
0
10
20
30
6 bins
8 bins
10 bins
4
3
2
1
0
40
0
Diamètre des sphères (mm)
10
20
30
40
Diamètre des sphères (mm)
Figure 76: Expression du rapport signal sur bruit en fonction du diamètre des sphères et du découpage
temporel.
Nous remarquons que globalement le rapport signal sur bruit suit la même évolution que ce soit pour
les acquisitions avec le RPM ou le SpiroDynr’X.
164
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Par contre, ce rapport signal sur bruit est meilleur pour les acquisitions en mode 3D par rapport à
celles réalisées en mode 2D. Cette observation va dans le sens de nos résultats précédents.
d. Etude du seuil idéal
i. Pourquoi étudier le seuil idéal ?
Avant de présenter les résultats concernant l’étude du seuil idéal, il est intéressant de démontrer
l’importance d’utiliser des seuils adaptés pour la définition des volumes.
La courbe présentée ci-dessous a été obtenue à partir d’acquisitions du fantôme PTW, sans
mouvement. Nous avons appliqué des seuils de valeur croissante pour déterminer les volumes.
La figure 77 présente la relation entre le volume réel des sphères et le volume mesuré, selon le seuil
appliqué.
40
35
Volume mesuré (mL)
30
25
20
15
10
5
Seuil 20%
Seuil 25%
Seuil 30%
Seuil 35%
Seuil 40%
Seuil 45%
0
0
5
10
15
20
25
30
Volume réel des sphères (mL)
Figure 77: Variation des volumes mesurés en fonction du seuil appliqué.
Nous pouvons constater que dans les cas de petites sphères, une variation de seuil idéal de 10% peut
entraîner des variations pouvant aller jusqu’à 100% au niveau des volumes détectés, d’où l’importance
d’appliquer des seuils adaptés. Par exemple, pour la sphère 2 de 1,12 mL, si l’on applique un seuil de
45% le volume mesuré se situe aux alentours de 1 mL alors qu’avec un seuil de 35% ce dernier est
d’environ 2 mL.
165
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
ii. Seuil idéal obtenu à partir des acquisitions réalisées avec le RPM et le
spiromètre.
Nous avons mesuré les seuils idéaux à partir des acquisitions synchronisées à la respiration grâce au
RPM et au SpiroDynr’X, pour des amplitudes de mouvement de 1, 2 et 3 cm et pour divers
découpages temporels (6, 8 et 10 bins). Nous rappelons qu’il nous était impossible de réaliser des
acquisitions 4D avec le SpiroDynr’X pour des amplitudes de mouvement inférieures à 2 cm.
De plus, nous ne présentons ici que les valeurs des seuils idéaux pour des acquisitions en mode 3D, le
mode 2D ayant été écarté pour la réalisation d’examens TEP 4D.
L’ensemble des résultats est présenté dans la figure 78 page 167.
Nous constatons que :
-
La variation du seuil idéal en fonction du diamètre des sphères, de l’amplitude de mouvement
et du découpage temporel suit la même tendance que ce soit pour les acquisitions 4D réalisées
avec le spiromètre ou le système RPM.
-
La valeur du seuil idéal est inversement proportionnelle au diamètre des sphères.
-
La valeur du seuil idéal a tendance à augmenter légèrement lorsque l’amplitude de
déplacement augmente.
-
Il n’y a pas d’influence du découpage temporel sur la valeur du seuil idéal.
-
Le seuil idéal pour la plus petite sphère est très élevé, il varie entre 50 et 60% de l’activité
volumique maximale.
-
Pour les 4 sphères de diamètre plus important, ce seuil est toujours situé entre 20 et 30% et il
est souvent aux alentours de valeur 25%.
166
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
RPM - mode 3D - 1cm
6 bins
8 bins
10 bins
Seuil Idéal (%)
60
50
40
30
20
10
0
0
10
20
30
40
Diamètre des sphères (mm)
RPM - mode 3D - 2cm
Spiromètre - mode 3D - 2cm
Seuil Idéal (%)
50
40
30
20
10
50
40
30
20
10
0
0
10
20
30
40
0
10
20
30
Diamètre des sphères (mm)
Diamètre des sphères (mm)
RPM - mode 3D - 3cm
Spiromètre - mode 3D - 3cm
6 bins
8 bins
10 bins
60
50
40
30
20
10
40
6 bins
8 bins
10 bins
60
Seuil Idéal (%)
0
Seuil Idéal (%)
6 bins
8 bins
10 bins
60
Seuil Idéal (%)
6 bins
8 bins
10 bins
60
50
40
30
20
10
0
0
0
10
20
30
40
0
Diamètre des sphères (mm)
10
20
30
40
Diamètre des sphères (mm)
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
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Nous venons de présenter l’ensemble des résultats obtenus lorsque le fantôme PTW était soumis à des
mouvements réguliers. Nous allons maintenant présenter les résultats dans le cas de mouvements
irréguliers, en utilisant un courbe respiratoire issue d’un enregistrement de patient.
II. B. 2. Modèle respiratoire irrégulier.
Rappelons que ce modèle est irrégulier dans la fréquence respiratoire, ainsi que dans l’amplitude du
mouvement dont nous avons tout de même pu fixer les la valeur maximale : cette amplitude variera
entre 0 et 3 cm.
Nous présenterons dans un premier temps les images TEP 4D obtenues soit avec le SpiroDynr’X, soit
avec le système RPM. Elles ont été réalisées en mode 3D.
Nous étudierons ensuite l’erreur sur la détermination de l’activité volumique ainsi que sur l’estimation
des volumes, pour les deux séries d’images.
a. Images.
Deux séries d’images sont présentées ci-dessous. Elles ont toutes deux été obtenues avec le fantôme
PTW animé du mouvement dont la courbe a été présentée avec la figure 63 page 143. La première
série (figure 79 page 168) a été obtenue en utilisant le SpiroDynr’X comme dispositif de
synchronisation ; la deuxième série (figure 80 page 180) a été réalisée grâce au RPM.
Nous pouvons remarquer que les images TEP 4D provenant des acquisitions avec le RPM ont
tendance à donner des volumes plus déformés par rapport aux acquisitions avec le SpiroDynr’X.
Figure 79: Images TEP 4D réalisées avec le SpiroDynr’X, avec un découpage temporel de 6 bins. Chaque
image correspond à un rendu 3D de chaque bin.
168
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Figure 80: Images TEP 4D réalisées avec le système RPM, avec un découpage temporel de 6 bins. Chaque
image correspond à un rendu 3D de chaque bin.
b. Erreur relative de la mesure d'activité volumique maximale.
Nous avons représenté dans les figures suivantes les variations d’erreur relative sur la mesure de
l’activité volumique maximale, pour des acquisitions TEP 4D réalisées avec le SpiroDynr’X et le
système RPM, découpées en 6, 8 et 10 bins.
6 bins
100
80
60
40
ER
20
0
-20
0,46
mL
1,12
mL
2,56
mL
5,49
mL
10,94
mL
26,82
mL
-40
-60
Spiro - mode 3D
RPM - mode 3D
-80
-100
Sphère
169
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
8 bins
100
80
60
40
ER
20
0
-20
0,46
mL
1,12
mL
2,56
mL
5,49
mL
10,94
mL
26,82
mL
-40
-60
-80
Spiro - mode 3D
RPM - mode 3D
-100
Sphère
10 bins
100
80
60
40
ER
20
0
-20
0,46
mL
1,12
mL
2,56
mL
5,49
mL
10,94
mL
26,82
mL
-40
-60
-80
Spiro - mode 3D
RPM - mode 3D
-100
Sphère
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.
Nous pouvons constater que les erreurs obtenues se montrent très semblables à celles obtenues lorsque
le fantôme était soumis à des mouvements sinusoïdaux réguliers. Cependant, dans ce cas là, les
résultats obtenus avec le RPM sont équivalents à ceux réalisés avec le SpiroDynr’X.
170
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
c. Mesure des volumes.
Les coefficients de recouvrement de l’activité volumique maximale ont été calculés en appliquant la
formule générale des coefficients de recouvrement aux mesures des volumes (équation 27).
Coefficient Re couvrement Volume = CRV =
Volume mesuré
Volume théorique
Équation 27: Calcul des Coefficients de Recouvrement des Volumes (CRV).
Le volume mesuré est extrait des acquisitions TEP 4D et correspond au volume visuel : nous avons
délinéé l’ensemble du volume en diminuant le seuil jusqu’à ce que le contour englobe la totalité du
volume visible.
Nous avons rapporté les résultats des CRV obtenus avec des acquisitions réalisées avec le
SpiroDynr’X et le système RPM dans la figure ci-dessous :
6 bins
8 bins
2.0
RPM
Spiromètre
1.5
CR des volumes
CR des volumes
2.0
1.0
0.5
0.0
RPM
Spiromètre
1.5
1.0
0.5
0.0
0
10
20
30
0
Volume des sphères (mL)
10
20
30
Volume des sphères (mL)
10 bins
CR des volumes
2.0
RPM
Spiromètre
1.5
1.0
0.5
0.0
0
10
20
30
Volume des sphères (mL)
Figure 82: Comparaison des coefficients de corrélation des volumes pour des acquisitions TEP 4D
réalisées avec le RPM et avec le SpiroDynr'X.
171
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Les valeurs des CRV varient, pour les acquisitions réalisées avec le système RPM entre 0,5 pour les
plus petites sphères et 1,5 pour les sphères de diamètre plus important. Pour des acquisitions avec le
SpiroDynr’X ces mêmes valeurs fluctuent entre 0,5 et 1,2.
Les résultats ci-dessus semblent confirmer ce que nous avions déduit des images des figures 79 et 80 :
les volumes sont mieux estimés pour les acquisitions avec le SpiroDynr’X par rapport à celles avec le
RPM.
172
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
III - Discussion et conclusion.
Nous avons étudié dans ce chapitre la synchronisation respiratoire sur un montage expérimental
proche de la clinique, avec en particulier des simulations de cycles respiratoires réguliers et irréguliers.
Les acquisitions TDM 4D ont été réalisées avec le système RPM et les données TEP 4D ont été
acquises soit avec le SpiroDynr’X, soit avec le RPM. Etant donné que nous avions validé l’utilisation
du mode liste pour des acquisitions TEP 4D, les données présentées ici ont toutes été acquises en
mode liste.
Le but était de définir un protocole que nous pourrions appliquer pour la réalisation d’images TEP 4D
en clinique.
Le montage expérimental utilisé ici permet d’étudier la synchronisation respiratoire en prenant en
compte les paramètres suivants:
-
Pour plusieurs tailles de sphères, de 10 mm (0,46 mL) à 37 mm (26,82 mL) de diamètre,
qui couvrent la gamme principale de volumes des tumeurs pulmonaires que nous avons
observés dans l’étude sur les 92 patients (cf. figure 48 page 101).
-
En présence de bruit de fond qui est inévitable en routine clinique. Il est responsable du
bruit dans les images ainsi que d’une perte de contraste. Comme nous l’avons déjà
expliqué, le bruit de fond joue également un rôle dans l’effet de volume partiel, plus
particulièrement pour le « spill-in » (cf. chapitre 1 page 44).
-
Sur des modèles de cycles réguliers et irréguliers. Nous avons utilisé un modèle de
respiration irrégulière car il a été mis en évidence que dans ces cas là il existait un
décalage de phase plus important entre le mouvement de la tumeur et la variation de
l’amplitude du thorax, par rapport à la variation du volume pulmonaire (Hoisak et al.,
2004, Rietzel et al., 2005). Nous voulions étudier les conséquences de ce décalage de
phase car rappelons par exemple que selon Ionascru un décalage de 0,6 secondes se traduit
par une erreur dans l’estimation du positionnement de la tumeur de l’ordre de 5 mm
(Ionascru et al., 2007), ceci se traduisant au final par une mauvaise qualité d’image (aspect
visuel, quantification du signal et estimation des volumes).
-
Avec deux dispositifs de synchronisation respiratoire : le système RPM, dispositif de
référence dans la plupart des publications, ainsi qu’un prototype du SpiroDynr’X adapté
pour la synchronisation respiratoire.
173
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Nous avons dans un premier temps confirmé les résultats obtenus dans le chapitre 2, sur un plus grand
nombre de taille de sphère plongées dans du bruit de fond: nous recommandons d’utiliser une
imagerie TEP synchronisée à la respiration lorsque l’amplitude de déplacement est supérieure
au rayon de la sphère (ou de la tumeur), que ce soit en mode 2D ou 3D.
Dans un second temps, nous avons comparé les activités volumiques et les volumes obtenus pour les
acquisitions 4D obtenues grâce au système RPM et au SpiroDynr’X.
Nous avons fait le choix de comparer l’activité volumique maximale tout en sachant que cette dernière
serait beaucoup plus sensible au bruit que l’activité volumique moyenne, ceci étant d’autant plus
marqué pour les acquisitions 4D (Vines et al., 2007). Ils ont en effet mis en évidence pour des
acquisitions TEP 4D de sphères de diamètres croissants une surestimation et une dispersion des CR
basés sur l’utilisation de l’Av maximale, par rapport aux CR basés sur les Av moyennes. Cependant,
l’utilisation de la valeur maximale donne des valeurs constantes quel que soit le volume définissant la
région d’intérêt, ce qui n’est pas le cas pour la valeur moyenne. L’intérêt d’utiliser la valeur d’intensité
maximale est très bien reconnu dans la littérature et ce, depuis longtemps (Hoffman et al., 1979,
Kessler et al., 1984, Keyes et al., 1995). De plus, la détermination de l’activité volumique moyenne
impose de définir les volumes, ce qui est une difficulté supplémentaire dans les cas d’acquisitions en
mouvement. (Park et al., 2008)
Nous allons tout d’abord discuter les résultats obtenus concernant l’estimation de l’activité volumique.
Ensuite nous verrons les résultats sur la définition des volumes.
1. Estimation de l’activité volumique,
a. Influence de la taille des sphères et du mode d’acquisition 2D ou 3D.
La sous-estimation de l’activité maximale pour des sphères de diamètre inférieur à 17 mm peut être
expliquée en partie avec l’effet de volume partiel.
Soret et al. recommandent en effet d’appliquer une correction de l’effet de volume partiel pour des
sphères de diamètre inférieur à 20 mm, lorsque la résolution spatiale des images TEP reconstruites est
égale à 6,5 mm (Soret et al., 2002).
Encore une fois, ceci va dans le sens des résultats de Kadrmas et al. qui ont montré que la sensibilité
de détection des tomographes chute pour les sphères de diamètre inférieur à 15 mm (Kadrmas et al.,
2002).
174
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Comme nous l’avons déjà dit, cette sous estimation est un peu plus marquée pour les données réalisées
en mode 3D, ceci pour les 2 plus petites sphères qui ont des volumes de 0,46 mL et 1,12 mL.
Si l’on se réfère au tableau décrivant la répartition des tumeurs pulmonaires selon leur volume
(cf. figure 48 page 101), nous constatons que sur les 92 patients, seulement 4 présentent des tumeurs
pulmonaires de volume entre 0 et 2 mL. Ceci nous amène donc à considérer que cette sous évaluation
de l’Av maximale pour des tumeurs de volume inférieur à 2 mL n’aurait pas une répercussion trop
importante en clinique, puisque qu’elle ne concerne que 4% des patients pour lesquels de toutes façons
les mesures quantitatives seraient prises en défaut.
La surestimation de l’activité volumique maximale que nous avons observée pour les sphères de
diamètre supérieur à 17 mm a déjà été rapportée dans la littérature : non seulement la valeur du pixel
maximal augmente avec la taille de lésion, mais aussi avec le bruit qui est plus important dans les
images 4D (Boellard et al., 2004). Comme nous l’avons déjà dit, le bruit augmente dans les images
TEP 4D car le classement des évènements dans plusieurs bins entraîne une diminution de la statistique
de comptage à l’intérieur d’un bin.
Cette surestimation est d’autant plus importante pour les acquisitions en mode 2D : en effet nous
avons mis en évidence des surestimations d’Av pour les plus grosses sphères pouvant aller jusqu’à
110% en mode 2D, par comparaison à 22% en mode 3D. Une fois de plus, il semblerait que les
données TEP synchronisées à la respiration acquises en mode 2D souffrent plus du bruit que les celles
acquises en mode 3D.
Park et al. ont également mis en évidence une surestimation de l’activité volumique maximale sur des
acquisitions TEP 4D réalisées en mode 2D, pour des sphères de diamètre supérieur ou égal à 22 mm :
ils ont réalisé une étude à partir d’un montage expérimentale semblable au notre (fantôme PTW +
plate-forme mobile + système RPM) et ont acquis des images TEP 4D en mode 2D. Les coefficients
de recouvrement pour les plus grosses sphères peuvent aller jusqu’à 1,5 (Park et al., 2008). Ils ont mis
en évidence qu’il était possible d’améliorer les CR en augmentant le taux de comptage, en faisant des
pas d’acquisition de 20 minutes. Nous ne pensons pas que cette durée d’acquisition soit compatible
avec la clinique.
En prenant en compte ces erreurs relativement élevées pour les acquisitions réalisées en mode 2D par
rapport à celles en mode 3D et sachant que les erreurs les plus importantes pour le mode 3D
concernent un faible pourcentage des volumes tumoraux rencontrés en clinique (4%), nous avons
donc décidé d’utiliser le mode 3D pour l’acquisition des données TEP synchronisées à la
respiration, quel que soit le volume des tumeurs.
175
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Notre décision est confirmée par les résultats exposés dans le tableau 18 page 160 où nous avons
constaté, pour les enregistrements en mode 3D que la synchronisation à la respiration permettait
d’améliorer les CR par rapport aux CRmouvNS, lorsque nous étions dans le domaine d’utilisation du 4D.
De plus, le rapport signal sur bruit s’est montré meilleur pour des acquisitions en mode 3D, par rapport
au mode 2D (cf. figure 76 page 164).
b. Influence du binning.
Comme nous l’avons déjà expliqué, en théorie, le choix du nombre de bins par cycle dépend d’un
compromis entre une bonne statistique de comptage, ce qui sous entend un faible nombre de bins et
une bonne définition de volumes, c'est-à-dire un nombre de bins plus élevé.
Nous avons constaté que dans la plupart des acquisitions, un découpage du cycle respiratoire en 6 bins
donnait les meilleurs résultats en termes de quantification du signal.
Ce résultat est très semblable à celui de Park et al. qui ont étudié différents découpages de cycles (2, 5,
10 et 20 bins) et qui ont recommandé d’utiliser un binning de 5 (Park et al., 2008).
Nous utiliserons donc un découpage de 6 bins par cycle pour réaliser les acquisitions TEP
synchronisées à la respiration.
c. Influence du dispositif de synchronisation.
Nous avons mis en évidence que les erreurs dans l’estimation de l’activité étaient légèrement plus
faibles lorsque les acquisitions étaient réalisées grâce au SpiroDynr’X, pour les acquisitions à partir de
mouvements réguliers.
De plus, la détection semble être légèrement meilleure avec le SpiroDynr’X, car la plus petite sphère
n’est jamais détectée avec le RPM pour des acquisitions en mode 2D, contrairement au Spirodynr’X
avec lequel il est possible de la mettre en évidence.
En l’état des connaissances actuelles que nous avons sur les 2 systèmes, forcément limitées pour des
raisons de confidentialité industrielle, nous ne pouvons seulement émettre qu’une hypothèse
expliquant ce résultat : l’échantillonnage des signaux du spiromètre est plus élevé (Fréquence =
100 Hz), par rapport à celle du RPM (Fréquence = 30 Hz), ce qui pourrait entraîner une datation plus
précise des données TEP 4D.
176
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Nous ne pouvons pas généraliser le résultat obtenu en affirmant que le SpiroDynr’X donne des images
plus précises que le RPM, nous pouvons seulement en déduire que la quantification des données
TEP 4D obtenues avec le SpiroDynr’X est au moins de qualité équivalente à celle obtenue avec le
système RPM, validé pour une utilisation en routine clinique.
d. Influence de la nature des cycles respiratoires.
Contrairement à ce que nous attendions, nous n’avons pas mis en évidence d’influence du cycle
respiratoire sur les erreurs dans la mesure d’activité. Cependant, nous n’étions pas capables de
reproduire le découplage de phase se produisant chez les patients, entre le signal du RPM et les
mouvements de la tumeur. Comme nous avons déjà expliqué dans le chapitre 1, ces respirations
irrégulières chez les patients peuvent être causées par :
-
la relaxation du patient au cours de l’examen d’imagerie
-
des modifications de respiration qui deviendra soit un peu plus abdominale ou thoracique
-
des changements de contraction des muscles squelettiques qui influencent la mesure de la
hauteur abdominale. (Seppenwolde et al., 2002, Rietzel et al., 2005)
De plus, afin de pouvoir détecter un signal avec le SpiroDynr’X, il fallait que le cycle respiratoire du
fantôme passe par la zone de tolérance de la ligne de base, à la fin de chaque expiration, donc nous
avons fait en sorte de sélectionner un signal respiratoire de patient adapté à cela. Ceci représente donc
une situation relativement favorable, sans très grandes irrégularités du cycle.
2. Détermination et l’estimation des volumes,
Nous avons pu mettre en évidence une tendance semblable en ce qui concerne la variation du seuil
idéal pour des données issues du SpiroDynr’X ou du système RPM, pour un rapport sphère/bruit de
fond égal à 20. Les résultats présentés sont uniquement issus d’acquisitions en mode 3D, étant donné
que nous avions écarté le mode 2D pour la réalisation d’images synchronisées à la respiration.
Pour les amplitudes de mouvement de 1, 2 et 3 cm, le seuil idéal varie entre 20 et 30% pour les
sphères de volume supérieur à 2,56 mL, et il tend préférentiellement vers 25%.
Pour les 2 plus petites sphères, ce seuil est plus élevé, avec un seuil situé entre 50 et 60% pour la
sphère de 0,46 mL et entre 30 et 40% pour la sphère de 1,12 mL (cf. figure 78 page 167).
177
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Cette observation démontrant que globalement le seuil idéal est inversement proportionnel au diamètre
de la sphère à délinéer est concordante avec les résultats de Yaremko et al. (Yaremko et al., 2005).
En effet, les voxels d’intensité maximale ont tendance à se localiser au centre de la sphère, les voxels
périphériques étant soumis à l’effet de volume partiel. Un seuil élevé sera associé à un volume délinéé
petit, un seuil faible, se trouvera associé à un volume délinéé plus important.
Yaremko et al. ont également mis en évidence que le seuil idéal des acquisitions 4D était plus bas que
pour des acquisitions en statique. Nous confirmons ce résultat car notre équipe a réalisé une étude sur
le fantôme PTW sans mouvement et a déterminé un seuil idéal de 40% d’activité volumique maximale
pour les acquisitions en mode 3D (Dygai et al., 2006).
Les résultats présentés ici ne nous permettent que de préconiser l’utilisation d’un seuil idéal de 25%
pour des volumes supérieurs à 2,5 mL, à condition que le rapport tumeur/bruit de fond se situe
aux alentours de 20. En effet, il a été démontré à plusieurs reprises dans la littérature que le seuil
idéal était dépendant du bruit de fond dans lequel étaient situées les sphères (Erdi et al., 1997,
Daisne et al., 2003).
Concernant l’étude de l’estimation « visuelle » des volumes que nous avons menée sur les images du
fantôme présentant des cycles irréguliers, nous avons obtenu de meilleurs résultats avec le
SpiroDynr’X, ceci se traduisant par de meilleurs coefficients de recouvrement des volumes. Cette
observation pourrait elle aussi être liée à la fréquence d’échantillonnage du signal qui permettrait une
meilleure prise en compte des mouvements, ce qui se traduirait sur l’image par des volumes moins
distendus. La synchronisation la respiration à l’aide du SpiroDynr’X a montré des résultats
encourageants en ce qui concerne la définition des volumes.
Pour finir, nous avons entrepris une étude sur l’influence de la correction d’atténuation réalisée à partir
des images TDM synchronisées à la respiration grâce au système RPM. Les résultats que nous n’avons
pas montrés ici car non significatifs, n’ont montré aucune différence entre les images TEP corrigées de
l’atténuation avec les images TDM ou TDM 4D. Ceci est lié à notre milieu atténuant qui est homogène
dans le fantôme PTW car il est uniquement composé d’eau. Une observation semblable a été rapportée
par Park et al. (Park et al., 2008)
178
Chapitre 3
Comparaison du spiromètre et du RPM.
Le travail présenté dans cette section a prouvé la faisabilité d’images TEP synchronisées à la
respiration grâce au SpiroDynr’X.
Nous avons également démontré une bonne estimation de la mesure d’activité volumique ainsi
que des volumes à partir des images 4D réalisées avec ce dispositif.
Pour conclure, nous recommandons la synchronisation respiratoire en TEP lorsque le
déplacement de la tumeur est supérieur à son rayon.
Le protocole d’acquisition des images TEP 4D que nous avons défini est le suivant :
-
Acquisitions en mode 3D avec enregistrement mode liste
-
Durée d’acquisition par champ de vue : 10 minutes
-
Découpage du cycle respiratoire en 6 bins.
179
Conclusion générale et perspectives
Conclusion générale
Le travail présenté ici avait pour objectif de définir les bases méthodologiques permettant la mise en
place de la synchronisation respiratoire en TEP-TDM, en utilisant un spiromètre comme dispositif de
synchronisation.
Cette étude s’est déroulée en deux temps.
Dans le chapitre 2, nous avons étudié des paramètres pouvant avoir une influence sur la quantification
du signal des images TEP 4D. Le but dans cette section était de définir un protocole expérimental qui
serait ensuite utilisé pour réaliser la comparaison des dispositifs de synchronisation dans le chapitre 3.
Le point de départ de notre étude a consisté à extraire des informations pertinentes d’une série de 92
examens TEP-TDM de patients présentant des cancers broncho-pulmonaires. Les résultats obtenus,
complétés avec des données de la littérature nous ont permis de développer un premier montage
expérimental : ce modèle relativement simple était composé du fantôme Quasar, muni de deux inserts
animés d’un mouvement régulier et présentant des sphères remplissables de 2 mL et 14 mL, sans bruit
de fond.
Ce montage nous a permis de tirer quelques enseignements clairs. Les résultats principaux que nous
pouvons retenir sont les suivants :
-
La synchronisation respiratoire est nécessaire lorsque le déplacement de la tumeur est
supérieur à son rayon.
-
Les acquisitions TEP 4D en mode liste sont fiables et reproductibles.
Dans un second temps, nous avons amélioré le fantôme afin d’étudier l’influence du bruit de fond, de
la régularité du cycle respiratoire et de la taille des sphères sur la mesure de l’Av ainsi que sur la
détermination des volumes..
Nous avons également déterminé, en collaboration avec la société Dyn’R et GEHC, les
caractéristiques du prototype du SpiroDynr’X modifié de façon à être connectable à notre dispositif
TEP.
Nous avons ensuite développé un montage permettant de synchroniser un fantôme, présentant les
caractéristiques définies au préalable dans le chapitre 2, avec le dispositif RPM et le SpiroDynr’X.
183
Conclusion générale.
Nous pouvons retenir du chapitre 3 les éléments suivants :
-
La faisabilité de la synchronisation respiratoire en TEP avec le SpiroDynr’X est confirmée
-
Quelque soit le dispositif de synchronisation utilisé, les acquisitions synchronisées à la
respiration acquises en mode 2D entraînent des erreurs dans l’estimation de l’activité
volumique assez conséquentes par rapport à celles rencontrées en mode 3D, ce qui nous a
amenés à abandonner l’utilisation du mode 2D pour la synchronisation respiratoire en TEP.
-
Les acquisitions réalisées avec un binning de 6 entraînent une meilleure quantification du
signal, par rapport à un binning de 8 ou de 10, ceci indépendamment du dispositif de
synchronisation respiratoire utilisé.
-
Pour un rapport sphère/bruit de fond de 20, le seuil idéal à appliquer tend vers 25% pour des
sphères de diamètre supérieur à 17 mm. Un travail reste à réaliser pour faire varier ce rapport
sphère/ bruit de fond, afin d’étudier son influence sur la valeur du seuil idéal.
-
Les erreurs d’estimation de l’activité volumique et de détermination des volumes sont moins
importantes pour les données TEP 4D réalisées avec le SpiroDynr’X, par rapport au système
RPM. Il est encore trop tôt pour en déduire la supériorité d’un système par rapport à l’autre
pour la prise en compte des mouvements respiratoires en TEP-TDM. Cependant, les résultats
obtenus avec le SpiroDynr’X sont encourageants pour la suite du projet COHERENCE,
puisqu’ils présentent des facultés au moins équivalentes à celles du RPM pour l’estimation de
l’activité volumique et la détermination des volumes.
Pour conclure, l’ensemble de ce travail nous a conduits à développer un banc d’essai pour la validation
et l’optimisation de la technique de synchronisation respiratoire.
De plus, nous pouvons retenir que cette étude a permis de développer une collaboration privilégiée
avec les industriels, collaboration sans laquelle ce travail n’aurait pu être réalisé.
184
Perspectives
La perspective la plus évidente et la plus rapidement réalisable est la continuation du travail déjà
commencé sur la segmentation des volumes tumoraux en acquisition 4D : il sera très intéressant
d’étudier la variation du seuil idéal en fonction du rapport sphère / bruit de fond. Nous avons vu que
les seuils idéaux des acquisitions TEP 4D étaient plus bas que ceux que nous avions déterminé pour
des acquisitions en statique (25% versus 40% de l’activité volumique maximale). De plus, en parallèle
de ce travail sur le seuillage, il sera possible de valider les résultats concernant l’estimation de
l’activité volumique et le binning, sur différentes gammes de rapport sphère / bruit de fond.
Dans un second temps, une adaptation du fantôme PTW doit être envisagée de façon à ce qu’il
présente des densités variables, pour permettre une étude de la correction d’atténuation à partir
d’images TDM 4D. Nous avons déjà souligné le fait qu’avec le fantôme PTW, il était impossible de
mettre en évidence un apport de la correction d’atténuation avec un TDM 4D, par rapport à un TDM
classique. En effet, le fantôme est rempli d’eau, de densité égale à 1, et comprend des sphères en
PPMA (densité égale à 1,17) également remplies d’eau. La carte d’atténuation de ce fantôme est donc
homogène et il est difficile de mettre en évidence si une meilleure concordance spatiale entre les
données TEP et TDM entraîne une meilleure prise en compte de l’atténuation.
Il serait donc intéressant d’introduire des zones de densités comprises entre 0,1 et 1,9 (gamme des
densités allant du poumon à l’os dense) dans lesquelles il serait possible d’injecter du 18F-FDG. Ces
résultats pourraient être comparés avec le travail précédemment réalisé par notre équipe et présenté en
annexe 3.
Il est prévu que deux stagiaires de master 2ème année recherche fassent un travail sur ces deux premiers
points.
La prochaine étape du projet COHERENCE consiste à réaliser la synchronisation du SpiroDynr’X
avec le TDM. En effet, dans ce travail nous n’avons pu étudier que la synchronisation respiratoire en
TEP avec le prototype du SpiroDynr’X, les données TDM 4D ayant été réalisées avec le système
RPM. Il faut souligner que la connexion du SpiroDynr’X au TDM est relativement différente de celle
de la TEP : en effet, pour la synchronisation respiratoire en TEP nous avons vu que le SpiroDynr’X,
tout comme le système RPM, envoie une impulsion par cycle respiratoire, à la fin de l’inspiration.
185
Perspectives
Pour le TDM, le signal parcourt le chemin en sens inverse : en effet, c’est le TDM qui envoie des
informations au dispositif de synchronisation (état ON/OFF des RX, déplacements de table, amplitude
du signal étudié). La société ISP travaille actuellement sur l’interface du SpiroDynr’X avec le TDM.
L’obtention d’images TDM 4D permettra de poursuivre le projet COHERENCE, selon son axe 2 qui
consiste en la formation de données TEP affranchies des artéfacts causés par les mouvements
respiratoires. Cet axe de projet porté par l’IRIT a pour but d’utiliser les informations volumétriques
fournies par le SpiroDynr’X afin de classer les images TEP et TDM dans des bins différents. Les
données ne seront donc plus reclassées en fonction d’un pourcentage de phase de cycle respiratoire,
mais en fonction d’un niveau de volume courant.
De plus, un travail de recalage des données TEP 4D par rapport à un bin de référence sera réalisé, afin
d’obtenir une seule image somme qui présentera donc une meilleure statistique de comptage.
Enfin, une étude clinique sur patient est planifiée afin d’évaluer l’impact de la synchronisation
respiratoire en TEP-TDM sur la l’amélioration du diagnostic ainsi que pour la définition des volumes
cibles. Elle sera réalisée dans un premier temps avec le dispositif RPM puis elle sera implémentée
pour le SpiroDynr’X.
186
Références bibliographiques
Références bibliographiques.
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movement and modeling of lung tumors. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2004; 58:1251-7.
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Annexes
Annexes
Annexe 1 : Présentation du projet COHERENCE.
Annexe 2 : Contrôle des performances de la TEP-TDM DST 4.
Annexe 3 : Solution originale de correction d’atténuation en TEP-TDM.
Annexe 4 : Caractéristiques du TEP-TDM Discovery ST4.
Annexe 5 : Résultats complémentaires du chapitre 2.
Annexe 6 : Résultats complémentaires du chapitre 3.
Annexe 1 : Présentation du projet COHERENE.
Fiche de présentation du projet:
• Thématique :
- Innovations technologiques, Technologie et Imagerie médicale
- Socio-sanitaire (domotique, télésurveillance, NTIC)
•
Titre du projet : Mise en cohérence spatiale et temporelle de données TEP-TDM acquises en
respiration libre pour l’évaluation de thérapeutiques de cancer pulmonaires par analyse dynamique
•
Acronyme : COHERENCE
•
Porteur du projet / Une PME Régionale
ISP SYSTEM
M. SAUVAGEOT Paul PDG
ZI La Herray, BP 10047, 65501 VIC EN BIGORRE cedex
Tel : +33 (0) 562 334 444
Email : [email protected]
Site Web : www.isp-system.fr
•
Partenaire 1 :
INSTITUT CLAUDIUS REGAUD
Docteur COURBON Frédéric – MCU pH
Centre TEP d’Oncologie
ICR 20-24 rue du Pont Saint Pierre 31Toulouse
Tel. 05 61 42 42 11
[email protected]
Service de Biophysique et de Médecine Nucléaire
CHU Toulouse Rangueil 1, avenue Jean Poulhès TSA 50032 31059 Toulouse cedex 9
Tel. 05 61 32 28 70
[email protected]
Dr JM BACHAUD et DR M RIVES.
Service de Radiothérapie Institut Claudius Regaud
20-24 rue du pont Saint Pierre 31 Toulouse
O CASELLES PhD , D MARRE PhD, J NalisPhD
Service de Radiothérapie Institut Claudius Regaud
20-24 rue du pont Saint Pierre 31 Toulouse
i
Annexe 1 : Présentation du projet COHERENE.
•
Partenaire 2 : CHU de Toulouse
Dr J MAZIERES
Service de Pneumologie du CHU de Toulouse
Dr C HERMAN
Service de Pneumologie du CHU de Toulouse
Dr L BROUCHET
Service de Chirurgie Thoracique du CHU de Toulouse
Dr ROUQUETTE
Service d’Anatomopathologie du CHU de Toulouse
•
Partenaire 3 :
IRIT - INPT
(Labo Public)
M. Hadj BATATIA
2 rue Charles Camichel BP 7122
31071 Toulouse Cedex 7
Tél : 05 61 58 80 67 - Fax : 05 61 58 83 06
E-mail : [email protected]
•
-Partenaire 4 : GE HEALTHCARE (Grande entreprise internationale Non Pme)
Mr. Stéphane MAQUAIRE
Directeur des Ventes & Marketing Imagerie Moléculaire France Belux –
11, Avenue Morane Saulnier
78457 VELIZY cedex
Tél : 01 34 49 51 21 - Fax : 01 34 49 51 01
E-mail : [email protected]
Résumé :
Contexte : Limites de l’imagerie fonctionnelle en suivi thérapeutique des cancers
La combinaison des images anatomiques et fonctionnelles prend de plus en plus d’importance, grâce
au développement de nouveaux appareils d’acquisition, de nouvelles méthodes algorithmiques mais
aussi de la complémentarité des modalités. L’acquisition TEP (Tomographie à Emission de Positons)
avec le traceur fluoré : 18 fluorodeoxyglucose (18-FDG) permet une imagerie fonctionnelle. Elle
donne accès à une information très riche pour le diagnostic et le suivi thérapeutique de cancers
primitifs et métastasiques.
Cependant, cette modalité présente plusieurs inconvénients, notamment :
• l’information anatomique est réduite, rendant difficile la localisation de tumeurs avec précision par
rapport aux organes ;
• les mouvements physiologiques du patient dégradent la qualité des images [Matsopoulos, 2005].
• la mise en cohérence spatiale (hardware registration) des deux modalités spatiale et temporelle ne
tient pas compte des possibles mouvements du patient entre l’étude TDM et l’étude TEP. Ils
affectent autant la correction d’atténuation que la fusion de ces modalités.
Enjeu technologique :
La prise en compte de ces mouvements est donc essentielle pour améliorer la précision des images et
donc du diagnostic. Ces mouvements du patient sont principalement respiratoires et cardiaques mais
aussi ceux liés à la déglutition ou au remplissage vésical.
ii
Annexe 1 : Présentation du projet COHERENE.
A l’étage thoraco-abdominal, les mouvements respiratoires induisent ainsi un flou dans les images et
réduisent la détectabilité des lésions.
Les tumeurs sont rendues mobiles par ces mouvements respiratoires, ce qui réduit leur détectabilité,
l’exactitude de leur morphométrie et de leur localisation anatomique. Selon une étude récente, la
synchronisation des images TEP seule réduit le volume tumoral jusqu’à 40%, et augmente l’indice de
fixation tumorale du FDG (détectabilité-pronostic) jusqu’à 24% [23].
En termes de traitement informatique pour la formation des images, les méthodologies proposées pour
réduire les artefacts dus aux mouvements respiratoires sont généralement basées sur le développement
d’acquisition avec gating respiratoire. De telles acquisitions permettent d’obtenir plusieurs images
correspondant chacune à une partie du cycle respiratoire. Cependant ces images souffrent d’un ratio
signal sur bruit faible, puisqu’elles sont formées avec seulement une partie des coïncidences
recueillies. Une méthode de réalignement rigide des données acquises en synchronisation avec la
respiration a été imaginée récemment par Lamare. Cette méthode, non encore validée par des
expérimentations, est proche au niveau théorique de celle que nous proposons dans ce projet,
cependant plusieurs éléments essentiels les différencient.
Description des objectifs :
Développer une méthode alternative de mise en cohérence spatio-temporelle d’images multimodales
asservies à la respiration et à forte détectabilité- précision thérapeutique, sans modification du
protocole clinique
La prise en compte de ces mouvements fixe le but principal de ce projet en cherchant à améliorer
l’efficacité de l’utilisation de la Tomographie à Emission de Positons au 18Fluoro-Deoxy-Glucose
(TEP-FDG) pour la radiothérapie externe et l’évaluation des thérapeutiques innovantes des cancers
broncho-pulmonaires, sans transformation majeure du protocole clinique.
Dans ce cadre, le projet vise deux objectifs principaux :
• développer une méthodologie originale (matérielle et logicielle) d’acquisition de données TEP
synchronisées à la respiration et procéder à sa validation clinique ;
• former des images TEP affranchies des artefacts causés par les mouvements respiratoires.
Pertinence et originalité du projet
La base technologique imagerie du projet repose sur la technologie ISP System de traitement temps
réel des signaux du spiromètre et GEHC dont le système d’imagerie, Discovery ST de GEHC, est un
TEP couplé à un tomodensitomètre (TDM) réalisant sur la même machine un double examen
fonctionnel (TEP) et anatomique (TDM).
Le travail envisagé dans ce projet présente plusieurs originalités, notamment
• l’acquisition des images dynamiques, pour étudier la cinétique des phénomènes physiologiques.
• enregistrement sur un espace de stockage dédié de l’intégralité des données spatiales et temporelles
(« list mode ») pour un traitement a posteriori.
• la mesure continue du débit respiratoire afin de référencer le signal TEP par rapport au cycle
respiratoire et de filtrer les données aberrantes dues à des phases de respiration irrégulières (toux,
déglutition …) ;
• la formation d’images TEP précises en compensant les mouvements respiratoires à l’aide
uniquement de données anatomiques ;
• la possibilité d’étudier le comportement physiologique des tumeurs par l’analyse dynamique des
images TEP.
• une méthode d’acquisition fiable, de mise en œuvre aisée et peu onéreuse qui augmentera la
sensibilité diagnostique de la TEP, la précision de la définition des volumes à irradier, l’exactitude de
l’évaluation de l’efficacité de nouveaux traitements.
iii
Annexe 1 : Présentation du projet COHERENE.
Ce projet devrait également permettre la définition des critères de contrôle de qualité de cette nouvelle
méthode.
Méthodologie de travail :
Le projet mettra en œuvre des méthodes de mise en cohérence spatiale et temporelle des images issues
de modalités TEP et TDM. La méthodologie reposera sur la quantification en temps réel des variations
des volumes respiratoires (spirométrie), et sur la modélisation des transformations dues à la respiration
pour la reconstruction d’images TEP plus précises. Cette méthode sera, par la suite, étendue pour
permettre un ré-échantillonnage temporel adaptatif d’acquisitions séquentielles utilisées pour l’analyse
fonctionnelle d’images dynamiques (pharmacocinétique).Cette étude pré-clinique servira de base à
l’élaboration de protocoles d’assurance qualité pour l’heure inexistants.
Le partenariat technologique :
Il s’agit d’un projet exploratoire qui associe l’Institut Claudius REGAUD (ICR), l’Institut de
Recherche en Informatique de Toulouse (IRIT) et les sociétés General Electric Health Care (GEHC)
et ISP System.
La société ISP System transforme un spiromètre de façon à le connecter en temps réel à l’accélérateur
de particules. Dans ce cas, le système fonctionne sur le mode « on/off ». Le patient qui voit son cycle
respiratoire grâce à des lunettes (type jeux vidéo) bloque sa respiration dans une position donnée
activant l’irradiation, qui est stoppée dès que la respiration reprend.
Pour ce projet, la société ISP System développera une version adaptée du spiromètre qui sera interfacé
avec le système d’acquisition des données TEP-TDM en collaboration avec GEHC. Ce spiromètre ne
fonctionnera plus sur le mode on/off, mais enverra un signal continu des variations du flux respiratoire
constituant une base de temps non linéaire.
Les données TEP seront acquises en respiration libre. Le traitement de ce signal sera le fruit d’un
travail collaboratif entre la société GEHC et l’IRIT.
La validation pré-clinique (sur fantôme) sera réalisée par les Physiciens Médicaux de l’ICR et l’IRIT.
Retombées du projet :
Cliniques
•
•
•
•
amélioration de la fiabilité des diagnostics,
amélioration de la pertinence pour la comparaison des images TEP
amélioration de la définition et du traitement du volume cible en radiothérapie externe
amélioration de la précision des analyses pharmacocinétiques in-vivo par imagerie moléculaire
Industrielles
Les partenaires industriels auront la possibilité d’élargir :
• Pour ISP System : les domaines applicatifs de l’appareillage et s’ouvrir d’autres marchés donc une
perspective de croissance importante (emplois- chiffre d’affaire, notoriété, export,…)
• Pour GEHC : la performance diagnostique du TEP-TDM et les fonctionnalités des stations de
traitement associées.
iv
Annexe 1 : Présentation du projet COHERENE.
Méthodologiques
Les avancées de ce projet seront exploitées sous la forme de communications scientifiques dans les
domaines de l’imagerie médicale, de la physique médicale et du traitement du signal, par les
différentes équipes de recherche.
Elles permettront également de définir des procédures d’évaluation et de contrôle de qualité adaptées.
v
Annexe 2 : Contrôle des performances de la TEP-TDM DST4.
Calibrage de la TEP.
Une normalisation est réalisée au préalable afin de corriger les différences de sensibilité entre les
différents cristaux. Pour cela, une acquisition longue (environ 12 heures) est effectuée avec une source
linéique de 68Ge interne au TEP.
Le calibrage est ensuite réalisé selon les recommandations du constructeur avec un fantôme
cylindrique homogène, rempli d’une solution aqueuse de 18F-FDG (Av moyenne = 13 kBq/mL). Le
tomographe calcule pour chaque module de détection des facteurs de conversion permettant de
transformer un nombre d’évènements détectés par le tomographe en un nombre d’évènements
effectifs.
Ci- dessous sont présentés les facteurs de calibrage pour l’ensemble des modules, pour le mode 2D et
le mode 3D.
vi
Annexe 2 : Contrôle des performances de la TEP-TDM DST4.
Test de la linéarité de la réponse et de la correction de décroissance.
Nous avons réalisé des acquisitions en mode 2D et 3D d’un fantôme cylindrique homogène, que nous
avons rempli avec une solution aqueuse de 18F-FDG. Nous avons réalisé une acquisition dynamique de
120 minutes, découpées en pas d’acquisition de 10 minutes. Nous avons suivi l’évolution de l’activité
volumique théorique en fonction du temps, avec et sans correction de décroissance.
12 pas de 10 min - 2D
7,00
6,00
Av kBq/mL
5,00
4,00
3,00
Av mesurée avec correction de décroissance
2,00
Av théorique
1,00
Av mesurée sans correction de décroissance
0,00
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
Pas d'acquisition
12 pas de 10 min - 3D
3
2,5
Av kBq/mL
2
1,5
1
Av mesurée avec correction de décroissance
Av théorique
0,5
Av mesurée sans correction de décroissance
0
1
2
3
4
5
6
7
Pas d'acquisition
vii
8
9
10
11
12
Annexe 2 : Contrôle des performances de la TEP-TDM DST4.
L’ensemble de test présentés ci-dessous ont été réalisés en suivant la norme IEC-61675-1 et IEC61948-3. Les résultats ont été traités avec la station Artiscan, solution logicielle qui permet le
traitement des contrôles qualité d’équipements d’imagerie. Nous avons utilisé le module « PET IEC ».
Ce travail fait partie d’un stage de master M2R (Wael RIMA).
Vérification de la résolution spatiale.
Cette vérification est réalisée à l’aide d’une source ponctuelle de 18F-FDG.
Les résultats présentés ci-dessous correspondent à la résolution spatiale en 2D.
Vérification de la taille des pixels.
La taille réelle du pixel en X et en Y est calculée à partir de 3 sources linéiques, dont on connaît la
distance entre chacune d’elles.
viii
Annexe 2 : Contrôle des performances de la TEP-TDM DST4.
Vérification de la qualité d’image et du contraste.
Le calcul du contraste consiste à tester la restitution de sources d’activité moyenne placées dans un
bruit de fond. Il est réalisé avec le fantôme PTW.
Le contraste est calculé avec l’équation suivante pour les sphères contenant la solution radioactive :
Les 2 plus grosses sphères sont remplies d’eau, sans activité. Dans ce cas le contraste est calculé avec
l’équation suivante :
Il faut que les valeurs de contraste soient les plus proches de 100. Les résultats obtenus pour le mode
2D et 3D sont présentés ci-dessous.
ix
Annexe 2 : Contrôle des performances de la TEP-TDM DST4.
Contraste et qualité d’image en mode 2D
x
Annexe 2 : Contrôle des performances de la TEP-TDM DST4.
Contraste et qualité d’image en mode 3D
xi
Annexe 3 : Solution originale de correction d’atténuation en TEP-TDM.
xii
Annexe 3 : Solution originale de correction d’atténuation en TEP-TDM.
xiii
Annexe 3 : Solution originale de correction d’atténuation en TEP-TDM.
xiv
Annexe 3 : Solution originale de correction d’atténuation en TEP-TDM.
xv
Annexe 3 : Solution originale de correction d’atténuation en TEP-TDM.
xvi
Annexe 3 : Solution originale de correction d’atténuation en TEP-TDM.
xvii
Annexe 3 : Solution originale de correction d’atténuation en TEP-TDM.
xviii
Annexe 4 : Caractéristiques du TEP-TDM Discovery ST4.
Caractéristiques du TDM.
Mode
Diamètre d’ouverture (cm)
Fov (cm)
Nombre de coupes par rotation
Largeur de coupe (mm)
Voltage du tube à Rx (kV)
Courant du tube à Rx (mA)
Type de détecteur
Nombre de détecteurs par rangée
Pitch (« inclinaison »)
Vitesse max de balayage (s/m)
Durée max d’acquisition (s)
Hélicoïdal, axial, cine et scout
70
70
40029
0,625 1,25 2,5 3,75 5 7,5 10
80 100 120 140
10-440
Solide (céramique)
912
3 HQ (high quality) 6 HS (high speed)
17
120
Caractéristiques de la TEP.
Nombre d’anneaux
Diamètre des anneaux (mm)
Diamètre utile (mm)
24
886
700
Nombre de cristaux
Type de cristal
10080
BGO
6.3×6.3×30
3
Taille des cristaux (mm )
Nombre de PM
Cristaux/bloc
280
64
Fenêtre en énergie (keV)
Fenêtre de coïncidence (ns)
Modes d’acquisition
375-650
11.7
2D/3D
Fov transaxial (mm)
Fov axial (mm)
Nombre de coupes par pas
Epaisseur de coupe (mm)
700
157
47
3.34
Nature des septas
Dimension des septas (mm)
Tungstène
0.8×54
xix
Annexe 5 : Résultats complémentaires du chapitre 2.
Coefficients de recouvrements obtenus pour les acquisitions 4D en mode prospectif et en mode
liste, pour les sphères de 2 et 14 mL.
1. Acquisitions en mode prospectif
•
Sphère de 2mL
Durée cycle
respiratoire
Durée
d'acquisition
Amplitude de
mouvement
Nombre
de bins
6
8
10
6
8
10
6
8
10
1 cm
5 sec
10 min
2 cm
3 cm
•
Moy
0,72
0,7
0,68
0,7
0,68
0,71
0,72
0,67
0,75
Coefficient de recouvrement
4D
Mouv NS
Stat
Dev. Std
0,04
0,64
0,05
0,09
0,06
0,71
0,43
0,14
0,15
0,09
0,33
0,15
0,08
Seuil Idéal (%)
Moy
Dev. Std
31
30
30
29
31
28
31
32
28
3,02
3,02
3,46
3,06
6,72
5,74
4,27
7,04
3,23
Sphère de 14mL.
•
Amplitude de mouvement de 1cm
Durée cycle
respiratoire
Durée
d'acquisition
4 sec
10 min
5 min
5 sec
10 min
15 min
6 sec
10 min
Nombre
de bins
8
10
12
4
6
8
10
12
4
6
8
10
12
4
6
8
10
12
8
10
12
Coefficient de recouvrement
4D
Mouv NS
Stat
Moy
Dev. Std
0,99
0,09
0,85
0,84
1,02
0,1
0,96
0,09
0,89
0,06
1,01
0,06
0,83
0,86
0,95
0,08
0,93
0,07
0,94
0,1
1
0,05
1,1
0,09
0,93
0,94
1,09
0,05
1,12
0,07
1,14
0,08
0,9
0,06
0,96
0,08
0,93
0,92
0,99
0,06
1
0,06
1,01
0,03
1,09
0,07
1
0,97
1,15
0,04
1,14
0,07
xx
Seuil Idéal (%)
Moy
Dev. Std
23
22
23
26
21
21
20
18
31
26
26
24
23
32
28
27
25
23
27
25
23
1,93
2,11
2,32
1,71
1,38
1,67
1,79
2
1,83
1,51
1,46
2
1,96
1,71
2,74
1,69
1,6
0,94
1,91
1,07
1,64
Annexe 5 : Résultats complémentaires du chapitre 2.
•
Durée cycle
respiratoire
4 sec
Amplitude de mouvement de 2cm.
Durée
d'acquisition
10 min
5 min
5 sec
10 min
15 min
5 min
6 sec
10 min
15 min
Nombre
de bins
4
6
8
10
12
4
6
8
10
12
4
6
8
10
12
4
6
8
10
12
8
10
12
4
6
8
10
12
8
10
12
Coefficient de recouvrement
4D
Mouv NS
Stat
Moy
Dev. Std
0,78
0,05
0,81
0,03
0,79
0,84
0,89
0,08
0,88
0,08
0,86
0,07
0,82
0,0,1
0,89
0,04
0,71
0,86
0,95
0,09
0,9
0,09
0,94
0,14
0,93
0,04
1,01
0,03
0,82
0,94
1,01
0,05
1,04
0,05
1,06
0,08
0,94
0,06
1
0,03
0,82
0,92
0,98
0,01
1,08
0,09
1,1
0,07
0,98
0,06
0,75
0,85
0,99
0,08
1,01
0,14
0,97
0,04
1,03
0,03
0,85
0,97
1,1
0,03
1,07
0,05
1,13
0,11
1,02
0,05
0,96
0,96
1,06
0,1
1,09
0,07
xxi
Seuil Idéal (%)
Moy
Dev. Std
29
27
24
23
24
27
24
22
21
19
33
28
27
25
24
32
29
29
26
24
23
21
19
32
29
27
26
24
30
28
27
3,32
1,1
1,89
1,56
4,34
1
1,17
2,2
2,62
2,52
1,29
0,75
1,19
1,32
1,72
2,36
0,52
0,74
2,26
1,73
1,41
2,01
2,41
1,83
0,98
1,85
1,2
2,02
2,45
1,14
2,15
Annexe 5 : Résultats complémentaires du chapitre 2.
•
Durée cycle
respiratoire
4 sec
Amplitude de mouvement de 3cm
Durée
d'acquisition
10 min
5 min
5 sec
10 min
15 min
5 min
6 sec
10 min
15 min
Nombre
de bins
4
6
8
10
12
4
6
8
10
12
4
6
8
10
12
4
6
8
10
12
8
10
12
8
10
12
8
10
12
Coefficient de recouvrement
4D
Mouv NS
Stat
Moy
Dev. Std
0,92
0,01
0,98
0,07
0,67
0,84
0,97
0,05
0,97
0,05
1,09
0,11
0,96
0,04
1,08
0,06
0,74
0,86
1,07
0,06
1,12
0,07
1,22
0,12
1,01
0,05
1,07
0,05
0,77
0,94
1,11
0,04
1,17
0,03
1,18
0,07
0,86
0,06
0,94
0,06
0,72
0,92
0,91
0,05
0,99
0,11
0,98
0,05
1,15
0,1
0,66
0,85
1,12
0,1
1,12
0,07
1,08
0,06
0,66
0,97
1,13
0,09
1,15
0,08
0,99
1,07
0,71
0,96
1,1
0,04
1,17
0,05
xxii
Seuil Idéal (%)
Moy
Dev. Std
30
29
27
27
22
31
26
25
23
21
34
31
28
26
24
32
30
29
26
24
23
22
21
27
25
24
31
28
27
0,5
1,52
0,92
1,55
2,71
1
2,14
1,07
1,48
1,72
2,38
1,33
1,16
1,55
2,11
2,06
2,04
1,31
2,37
2,14
3,85
2,37
1,96
2,03
2,47
1,72
1,64
2,18
1,57
Annexe 5 : Résultats complémentaires du chapitre 2.
2. Acquisitions en mode liste
•
Sphère de 2mL
•
Durée cycle
respiratoire
Mode 2D
Durée
d'acquisition
Amplitude de
mouvement
0,5cm
1 cm
5 sec
10 min
1,5 cm
2cm
3 cm
•
Durée cycle
respiratoire
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
Moy
0,79
0,8
0,8
0,83
0,82
0,84
0,87
0,85
0,86
0,75
0,74
0,76
0,69
0,71
0,76
Coefficient de recouvrement
4D
Mouv NS
Stat
Dev. Std
0,03
0,74
0,05
0,04
0,07
0,64
0,09
0,1
0,05
0,76
0,55
0,03
0,05
0,03
0,43
0,06
0,09
0,06
0,33
0,07
0,09
Moy
0,55
0,58
0,59
0,64
0,64
0,63
0,7
0,69
0,69
0,6
0,61
0,6
0,55
0,58
0,59
Coefficient de recouvrement
4D
Mouv NS
Stat
Dev. Std
0,09
0,72
0,07
0,06
0,03
0,61
0,03
0,03
0,02
0,77
0,49
0,01
0,04
0,02
0,38
0,02
0,03
0,09
0,29
0,07
0,06
Seuil Idéal (%)
Moy
Dev. Std
35
33
33
32
31
30
30
31
30
31
33
33
35
32
30
2,32
3,37
3,65
2,88
2,83
3,2
2,16
1,85
2,75
4,8
3,51
3,75
3,39
3,41
3,68
Mode 3D.
Durée
d'acquisition
Amplitude de
mouvement
0,5cm
1 cm
5 sec
Nombre
de bins
10 min
1,5 cm
2cm
3 cm
Nombre
de bins
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
xxiii
Seuil Idéal (%)
Moy
Dev. Std
32
30
27
29
29
28
28
27
26
31
28
29
32
30
27
3,06
4,07
2,63
2,73
3,38
2,94
1,79
1,92
1,79
3,39
2
2,37
3,06
4,07
2,63
Annexe 5 : Résultats complémentaires du chapitre 2.
•
Sphère de 14mL.
•
Durée cycle
respiratoire
Mode 2D.
Durée
d'acquisition
Amplitude de
mouvement
1 cm
1,5 cm
5 sec
10 min
2 cm
2,5 cm
3 cm
•
Durée cycle
respiratoire
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
Moy
1,03
1,03
1,06
1
1,02
1,04
1,02
1,02
1,07
1,02
1,05
1,08
1,03
1,11
1,15
Coefficient de recouvrement
4D
Mouv NS
Stat
Dev. Std
0,04
0,94
0,02
0,03
0,04
0,86
0,05
0,05
0,06
0,95
0,82
0,07
0,1
0,03
0,78
0,04
0,08
0,06
0,74
0,07
0,06
Moy
0,86
0,86
0,86
0,85
0,85
0,86
0,85
0,86
0,86
0,86
0,85
0,86
0,86
0,88
0,89
Coefficient de recouvrement
4D
Mouv NS
Stat
Dev. Std
0,01
0,89
0,02
0,01
0,01
0,83
0,02
0,02
0,02
0,83
0,9
0,02
0,01
0,03
0,75
0,02
0,02
0,03
0,68
0,02
0,03
Seuil Idéal (%)
Moy
Dev. Std
31
30
28
31
29
28
30
29
28
30
28
27
29
26
25
1,87
1,55
1,16
0,98
1,46
1,35
2
1,1
3,3
1,97
2,05
2,18
1,55
1,77
1,43
Mode 3D.
Durée
d'acquisition
Amplitude de
mouvement
1 cm
1,5 cm
5 sec
Nombre
de bins
10 min
2 cm
2,5 cm
3 cm
Nombre
de bins
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
6
8
10
xxiv
Seuil Idéal (%)
Moy
Dev. Std
34
32
31
33
32
30
33
31
29
31
29
28
30
29
28
0,98
1,83
1,03
1,17
2,25
1,85
2,07
2,56
3,22
1,47
1,25
1,79
1,86
1,07
2,91
Annexe 6 : Résultats complémentaires du chapitre 3.
Coefficients de recouvrement obtenus pour les acquisitions en mode 3D avec le fantôme PTW
soumis à des cycles respiratoire irréguliers.
Mode
3D
Sphère
Nombre de
(diamètre en
CR moy stat
bins
mm)
6
10
0,6
8
10
6
13
0,9
8
10
6
17
1,02
8
10
6
22
1,01
8
10
6
28
1,02
8
10
6
1,1
37
8
10
CR moy
mouv NS
0,3
0,6
0,76
0,85
0,95
1,02
xxv
CR 4D moy CR 4D moy
spiro
RPM
0,17
0,16
0,14
0,39
0,33
0,28
0,74
0,66
0,57
1,01
0,99
0,91
1,09
1,11
1,11
1,16
1,18
1,17
0,17
0,16
0,14
0,39
0,34
0,3
0,64
0,64
0,56
0,94
0,92
0,87
1,06
1,1
1,08
1,13
1,16
1,17
% diff CR spiro rpm
0,00
0,00
0,00
0,00
2,94
6,67
15,63
3,13
1,79
7,45
7,61
4,60
2,83
0,91
2,78
2,65
1,72
0,00
Congrès et publications.
Congrès internationaux avec comité de lecture
•
“A simple and reliable procedure to evaluate and optimize CT-based attenuation
correction (CTAC) for PET-CT.” O. Caselles, J. Nalis, S. Brillouet, D. Serre, D.
Marre, S. Girault, S. Zerdoud, F. Courbon. (présentation orale lors du congrès réalisée
par J. Nalis) Annual congress of European Association of Nuclear Medicine,
Istanbul 2005
•
“Respiratory synchronization in PET : a phantom study.” J. Nalis, F. Courbon, O.
Caselles, Workshop : Quantitative imaging and dosimetry in nuclear medicine, 2007
(Berder – FRANCE)
•
“4D-PET acquisition parameters: influence of the time slicing and list mode data
accuracy.” J. Nalis, O. Caselles, L. Dierickx, Z. Ouskili, H. Batatia, S. Brillouet, S.
Zerdoud, V. Robert, G. Flouzat, F. Courbon. Annual congress of European
Association of Nuclear Medicine, Barcelone, octobre 2009
Congrès nationaux avec comité de lecture.
•
« Protocole de contrôle qualité de la correction d’atténuation en TEP-TDM. » J.
Nalis, O. Caselles, D. Marre, S. Brillouet, V. Colin, A. Denis, L. Dierickx, M.
Gancel, S. Zerdoud, J. M. Bachaud, F . Courbon, G. Flouzat. Journées scientifiques
de la société française de physique médicale, Lyon 2006.
•
« Paramètres d’acquisition des données 4D-TEP : Influence du découpage temporel et
validation de l’exactitude des données mode liste. » J. Nalis, O. Caselles, F. Courbon.
Journées scientifiques de la société française de physique médicale, Montauban, 2009
Publication.
« Evaluation des paramètres et méthode de contrôle de qualité de la correction d’atténuation
en tomographie par émission de positons. » J.Nalis, F. Courbon, S. Brillouet, D. Marre, D.
Serre, V. Colin, G. Flouzat, O. Caselles, Med. Nucl. 31, p 235 – 241 (2007).
« Evaluation and optimization of 4D-PET acquisition parameters on a lung phantom study.” J.
Nalis, O. Caselles, L. Dierickx, Z. Ousikili, S. Brillouet, S. Zerdoud , G. Flouzat, H. Batatia,
F. Courbon. En cours de soumission.
AUTHOR: Julia NALIS
TITLE: Respiratory synchronization in Positron Emission Tomography / Computed Tomography
(PET-CT): Study of acquisition parameters and comparison of two synchronization devices.
DIRECTOR OF SEARCH: Olivier CASELLES
DATE AND PLACE OF PH.D. PRESENTATION: 30th October 2009, Toulouse.
SUMMARY:
It is now widely admitted that Positron Emission Tomography has a major interest in oncology
for disease follow-up and particularly if treatment efficacy evaluation is needed. Thus, signal
quantification has to be as accurate as possible. However, PET detected signal is subject to different
bias, one of which is a blur effect due to respiratory movements. Respiratory gated acquisitions are
called “4D imaging” and this technique is the topic of this work.
In a first time, an experimental assembly was developed to study parameters impacting 4D
PET data acquisition. The first result was the validation of list mode acquisition mode. Secondly,
application field of 4D imaging was determined: our conclusion is that gated acquisitions are required
when structure of interest displacement is superior to its larger radius.
In a second part, two rival respiratory synchronization devices were compared: the
SpiroDynr’X and the RPM® system. We demonstrated that 4D PET images obtained using
SpiroDynr’X lead to a similar or better quantification accuracy and volume determination than data
gated with the RPM® device.
Finally, we defined a 4D PET routine acquisition protocol which will be used for a clinical trial.
KEY WORDS: PET-CT, quantification, respiratory synchronization, respiratory phantom,
spirometer, RPM®, list mode.
ADMINISTRATIVE TOPIC: Medical Radiophysic and Imaging
LABORATORY: Institut Claudius Regaud - Laboratoire d’Etudes et de Recherches en Imageries
Spatiales et Médicales, Toulouse (France)
AUTEUR : Julia NALIS
TITRE : Synchronisation respiratoire en Tomographie par Emission de Positons couplée à un
Tomodensitomètre (TEP-TDM) : Etude des paramètres d’acquisition et comparaison de deux systèmes
de synchronisation.
DIRECTEUR DE THESE : Olivier CASELLES
DATE ET LIEU DE SOUTENANCE : le 30 octobre 2009 à Toulouse.
RESUME :
En Tomographie par Emission de Positons, la quantification du signal recueilli doit être la plus
précise possible si l’on veut suivre l’évolution de la maladie d’un patient, particulièrement s’il s’agit
d’évaluer l’efficacité d’un traitement. Cependant, le signal détecté par le TEP est entaché de plusieurs
biais, dont un flou lié aux mouvements respiratoires que l’on peut observer notamment au niveau
pulmonaire et hépatique. La tendance actuelle cherche donc à prendre en compte la respiration des
patients lors de l’acquisition des images TEP-TDM : cette technique appelée couramment « TEPTDM à 4 dimensions » a été au centre du travail présenté ici.
Notre étude a constitué tout d’abord à l’élaboration d’un montage expérimental permettant
d’étudier les paramètres pouvant avoir une influence lors de l’acquisition des données TEP
synchronisées à la respiration. L’utilisation du mode liste a ainsi pu être validée pour l’acquisition de
données TEP 4D. Ce montage a également permis de définir les domaines d’application de la
synchronisation respiratoire : nous préconisons d’appliquer le 4D lorsque le déplacement de la
structure étudiée est supérieur à son rayon le plus grand.
Dans un second temps, nous avons comparé deux systèmes de synchronisation respiratoire : le
SpiroDynr’X et le RPM®. Nous avons pu montrer que les images TEP 4D obtenues avec le
SpiroDynr’X permet d’obtenir des images de qualité au moins équivalente en termes de quantification
du signal et d’estimation des volumes à celles obtenues avec le RPM®. Enfin, nous avons pu définir un
protocole d’acquisition des images TEP 4D qui sera applicable dans le cadre d’un protocole de
recherche clinique.
MOTS CLES : TEP-TDM, quantification, synchronisation respiratoire, fantôme respiratoire,
spiromètre, RPM®, mode liste.
DISCIPLINE ADMINISTRATIVE : Radiophysique et Imagerie Médicales
LABORATOIRE : Institut Claudius Regaud - Laboratoire d’Etudes et de Recherches en Imageries
Spatiales et Médicales, Toulouse.