1esiea – quantification en spect/tepcea/shfj quantification en spect/pet philippe ciuciu...

CEA/SHFJ 1ESIEA – quantification en SPECT/TEP

Quantification

en SPECT/PET

Philippe Ciuciu (CEA/SHFJ)

[email protected]

http://www.madic.org/people/ciuciu


Cours préparé à partir des cours de Master de physique

médicale, Univ. Paris Sud (Orsay)

d‘Irène Buvat (CNRS, INSERM U678)

Et

de Régine Trébossen (CEA/SHFJ)


Au delà des images : la quantification

Etablir la relation entre la valeur d’un pixel et la concentration de radiotraceur dans la région correspondante

N

X kBq/ml


• Le diagnostic différentiel

• Le pronostic

• La prise en charge et le suivi thérapeutique

Introduction : pourquoi la quantification ?

densité de transporteurs dopaminergiques type de démence

grade de la tumeur survie

fraction d’éjection traitement

régression du métabolisme glucidique poursuite du traitement

Caractérisation objective des observations, susceptible d’améliorer :


Obstacles à la quantification

Mouvements du patient :

PhysiologiquesInvolontaires

Statistiques émission

aléatoire des photons ou des

positons

Physiquesatténuation, diffusion, fortuits (PET)

Technologiquesuniformité

résolution spatiale limitée et non-stationnaire

bruit de mesuretemps mort

Algorithmiquesreconstruction tomographique


2 types de mouvements : fortuits physiologiques : cardiaque, respiratoire, …

Respiration normale : mouvement d’amplitude de 1 à 3 cm, ~ x18 /mn

SPECT cardiaque

Pitman et al, J Nucl Med 2002:1259-1267

modification du rapport d’activité antérieure/latérale de ~25%

PET FDG pulmonaire

Nehmeh et al, J Nucl Med 2002:876-881

volume apparent des lésions augmenté de 10% à plus de 30% du fait du mouvement

valeur de fixation diminuée de 5% à plus de 100%

avec flou cinétique

« sans » flou cinétique

Le mouvement et ses conséquences


• Mouvements fortuits : tendre vers des examens plus courts

• Mouvements physiologiques :- pas de correction systématique- synchronisation cardiaque classique (TEP / TEMP)- vers la synchronisation respiratoire (notamment TEP

oncologique pulmonaire)

Corrections de mouvements : état de l’art ?


• Dépend du lieu d’émission sur la ligne de projection

• Dépend de la densité du milieu atténuantépaisseur d’atténuation moitié (EAM) à 140 keV

poumons m = 0,04 cm-1

tissus mous m = 0,15 cm-1

os cortical m = 0,30 cm-1

• Dépend de l’énergie des photons EAM dans l’eau Tc-99m (140 keV) EAM = 4,8 cm Tl-201 (70 keV) EAM = 3,6 cm

Atténuation en SPECT

*N0

d

0 18 cm

0 5 cm

N = N0 exp -(l) dl d

0


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

• Dépend uniquement de l’atténuation intégrale sur d1+d2=D

• Dépend de la densité du milieu atténuant comme en SPECT

• Identique pour tous les émetteurs de positons puisque tous donnent lieu à des photons g de 511 keV A 511 keV, = 0,096 cm-1 dans les tissus mous ( = 0,15 cm-1 à 140keV)

• Plus pénalisante en PET, car 2 photons doivent atteindre le détecteur

N1 = N+ exp -(l) dl d1

0 *d1

d2N2 = N+ exp -(l) dl

d2

0

N1 N2 = N+2 exp -(l) dl = N+

2 exp -(l) dl d1

d2

0

D

Atténuation en PET


TEMP TEP

• pas de quantification absolue possible sans correction de l’atténuation• dépend de la densité des tissus atténuants

sous-estimation de l’activité de plus de 70%

non atténué atténué

230

241

27

14

atténué non atténué

L’atténuation et ses conséquences


Préalable à une correction efficace : mesure de la densité des tissus atténuants par un dispositif d’acquisition en transmission ou par TDM

N = N0 exp -(l)dl d

0N0 cartographie des

reconstruction tomo

N

Corrections• Modélisation de l’effet de l’atténuation dans le projecteur utilisé lors de la reconstruction itérative

• Multiplication des sinogrammes par des facteurs de correction C exacts avant reconstruction

p = R f

N1

N2

N1 N2 = N+ exp -(l) dl

0

dN+

C = N/ N

Corrections d’atténuation


• Mouvement du patient entre les examens émission et transmission

en SPECT cardiaque, décalage de 3 cm variabilités d’intensité mesurées allant jusqu’à 40%

en SPECT cérébral, décalage de 2 cm asymétries de fixation et des variabilités d’intensité allant jusqu’à 20 %

•Solutions potentiellesrecalage des images émission et transmissionacquisitions émission/transmission simultanées

avec traitement des problèmes de contamination

tx = 0 cmty = 0 cm

tx = 2,2 cmty = 0 cm

x

y

Mouvement et correction d’atténuation


Bruit et correction d’atténuation en SPECT • Bruit dans les cartes des propagation du bruit lors de la correction d’atténuation

• Solutions potentielles- filtrage des cartes des

non concordance de résolution spatiale entre données de transmission et d’émission à l’origine d’artefacts aux interfaces - segmentation des cartes des et affectation de valeurs de a priori dans les différentes régions (os, tissus mous, poumons)

segmentation des différents tissushypothèse abusive de valeur de uniforme dans chaque tissuchoix des valeurs de


Une solution ? Les systèmes bimodaux avec CT

cartographie des coefficients d’atténuation m dérivée du CTmais…

l’utilisation de la carte des dérivée du CT n’est pas sans poser d’autres problèmes


Utilisation du CT pour la correction d’atténuation

• CT acquis « instantanément » : les images correspondent à une position fixe des organes (notamment les poumons) pendant le cycle respiratoire• SPECT acquis sur une longue durée : les images correspondent à la position moyenne des organes pendant le cycle respiratoire

• Les frontières des organes ne sont pas superposables : artéfacts potentiels aux interfaces entre milieux de densités très différentes (poumons tissus mous par exemple).

Problème du flou respiratoire :


Les corrections existent, sont implémentées sur les machines TEMP et TEP, et sont efficaces

mais …

Nakamoto et al, J Nucl Med 2002:1137-1143

CT Ge68

Concentrations d’activité environ 10% supérieure avec la correction utilisant la carte CT

• En TEP : travaux concernant la carte des :- pour réduire le bruit : segmentation, filtrage

- pour mettre à l’échelle les valeurs des : segmentation, interpolation- pour travailler à la même résolution spatiale en transmission et émission- pour compenser les flous cinétiques différents en TEP/CT

• En TEMP : manque de disponibilité des dispositifs d’acquisition en transmission pour la mesure de carte des

Conclusions sur la correction d’atténuation


Diffusion Compton en SPECT(E)

e- e-

(E’)

E’ =1 + E (1 - cos )/m0c2

E * *

photons mal localisés photons ayant perdu de l’énergie

non diffusés

60 100 140

d1d2d3d4

fenêtre spectrométrique

d’acquisitionTc-99m(E=140 keV)

N

énergie (keV)


Diffusion en PET

• Dans le patient (1 ou 2 photons diffusés)• Dans le cristal

coïncidences mal localiséesdétection possible de coïncidences en dehors de l’objet

photons ayant perdu de l’énergie

(E)

e- e-

(E’)

*

**

SPECT PET


TEP

~ 30% des photons détectés dans la fenêtre spectrométrique sont diffusés (Tc99m)

PET 2D : ~30%PET 3D : > 50%

*

surestimation locale de l’activité > 10% (jusqu’à plus de 30%)

réduction des rapports d’activité lésion / fond

TEMP

La diffusion et ses conséquences


• Approches spectrométriques empiriques (surtout en TEMP)

keV

I2 I1

Icorrigé = I1 - k I2Soustraction de Jaszczack

photons diffusés

= / k

image reconstruite sans correction de la

diffusion

projections des photons diffusés

image corrigée de la

diffusion

• Modélisation simplifiée de la distribution des photons diffusés à partir d’une image reconstruite sans correction de diffusion et de la cartographie de densité du milieu atténuant

projections acquises

-

projections corrigées de la

diffusion

La correction de la diffusion


Vers des approches de modélisation de la distribution des photons diffusés à partir d’une première estimée de la distribution d’activité et de la cartographie du milieu atténuant

densité des tissus

modèle de la fonction de réponse « diffusé »

reconstruction tomographique itérative intégrant un modèle de la diffusion

s

Très coûteux en temps calculmais repositionne les photons diffusés, d’où meilleur RSB

Corrections de diffusion : perspectives


=

10086

Intensité maximale 100

10 mm

fonction de réponse du détecteur

image observée

résolution spatiale6 mm

12 mm

contraste max

0

50

100

2 6 10 14 18dimension (mm)

L’effet de volume partiel en SPECT et PET

• Sous-estimation de l’activité dans les structures de petite taille dépendantdu contraste objet / fondde la dimension de l’objet de la résolution spatiale du système

affecte les structures de taille <2-3 FWHM


Correction de volume partiel : stratégies

dimension (mm)

max

0

50

100

2 6 10 14 18

Inverse du coefficient de recouvrement

= + .Afond.Aputamen

anatomie anatomie

fonction fonction

- coefficients de recouvrement

- modélisation anatomo-fonctionnelle

• Quelques travaux en PET, très peu en SPECT

résolution spatiale 12mmcontraste infini


• Correction délicate, nécessitant une information anatomique haute résolution• Correction sensible aux erreurs de segmentation et aux différences entre anomalies anatomiques et fonctionnelles• Non disponible en routine• Le futur : exploitation de l’information CT pour faciliter une mise en œuvre ?

120100

80604020

0

valeur idéalettes corrections sauf volume partiel

ttes corrections

activité restituée dans les putamen (%)

SPECT

Performances et conclusions sur la correction de volume partiel


**

leur nombre varie comme le carré de l’activité dans le champ de vue : N = 2 S1 S2

• 2 méthodes de correction efficaces en ligne :- fenêtre temporelle de coïncidence décalée dans le temps- estimation à partir des taux d’événements simples S1 et S2

pas de biais majeur lié à la détection de coïncidences fortuites

• Augmentation du bruit consécutive à leur soustractionaugmentation de la variabilité associée aux mesures

Les coïncidences fortuites en TEP


Estimation via une ligne retard• Utilisation de deux circuits de coïncidences

détecteur 1

*détecteur 2

temps

détecteur 1

*détecteur 2

temps

*

** fenêtre de coïncidence classique (12 ns) enregistrant

coïncidences vraies+ coïncidences fortuites

+1 ssi ≤12ns

fenêtre de coïncidence (12 ns) décalée de 64 ns enregistrant

uniquement lescoïncidences fortuites

+1 ssi 64ns≤≤76ns


Estimation via les événements non coïncidents

• Nombre de coïncidences fortuites pour une ligne de coïncidence entre les détecteurs 1 et 2 :

Nrandom 1-2 = 2 S1 S2

longueur de la fenêtre de coïncidence

détecteur 1 :S1 singles

**

détecteur 2 :S2 singles


SPECT cérébral du système

dopaminergique

120100

80604020

0putamen fond

idéal

sans correction

atténuation

atténuation+diffusion

atténuation+rés. spatiale

atténuation+diffusion+rés.

spatiale

atténuation+diffusion+rés.

spatiale+ volume partiel

activité restituée (%)

Synthèse : importance relative des différents biais


• Quantification : accessible, en PET et en SPECT

• Quantification absolue fiable = processus complexe, nécessitant une cartographie de la densité des tissus, un protocole d’acquisition et d’analyse rigoureusement contrôlé, et idéalement, une cartographie anatomique haute résolution

• Quantification fiable plus aisée en PET qu’en SPECT, du fait de la correction d’atténuation plus accessible et de la meilleure résolution spatiale, mais reste difficile en TEP

• Détecteurs bimodaux PET/CT et SPECT/CT pourraient jouer un rôle majeur pour faire de la quantification une réalité clinique

• Problème du volume partiel reste l’obstacle majeur à la quantification des structures de petites tailles

Conclusions sur la quantification


Au delà de la mesure de « fixation » : la modélisation

Exploiter les mesures de concentration de radiotraceur pour estimer des paramètres

physiologiques caractérisant les processus étudiés

N X kBq/ml


Estimation de paramètres physiologiques

séquence d’images dynamique

cinétique associéeà une région

connaissances biochimiques

modèle

paramètres physiologiques relatifs à la région,

e.g., constante d’échange, flux sanguin, densité de

récepteurs

ajustement des mesuresau modèle

prélèvement sanguin

fonction d’entrée

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