Quantification en SPECT/PET

1. Quantification en SPECT/PET Philippe Ciuciu(CEA/SHFJ) ciuciu@shfj.cea.fr http://www.madic.org/people/ciuciu

2. 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)

3. Au delà des images : la quantification N X kBq/ml Etablir la relation entre la valeur d’un pixel et la concentration de radiotraceur dans la région correspondante

4. Introduction : pourquoi la quantification ? • Le diagnostic différentiel • Le pronostic • La prise en charge et le suivi thérapeutique Caractérisation objective des observations, susceptible d’améliorer : densité de transporteurs dopaminergiques type de démence grade de la tumeur survie fraction d’éjection traitement régression du métabolisme glucidique poursuite du traitement

5. Obstacles à la quantification Physiques atténuation, diffusion, fortuits (PET) Statistiques émission aléatoire des photons ou des positons Technologiques uniformité résolution spatiale limitée et non-stationnaire bruit de mesure temps mort Mouvements du patient : Physiologiques Involontaires Algorithmiques reconstruction tomographique

6. Le mouvement et ses conséquences 2 types de mouvements : fortuits physiologiques : cardiaque, respiratoire, … Respiration normale : mouvement d’amplitude de 1 à 3 cm, ~ x18 /mn PET FDG pulmonaire SPECT cardiaque avec flou cinétique « sans » flou cinétique volume apparent des lésions augmenté de 10% à plus de 30% du fait du mouvement modification du rapport d’activité antérieure/latérale de ~25% valeur de fixation diminuée de 5% à plus de 100% Nehmeh et al, J Nucl Med 2002:876-881 Pitman et al, J Nucl Med 2002:1259-1267

7. Corrections de mouvements : état de l’art ? • 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)

8. Atténuation en SPECT d N = N0 exp -(l) dl 0 d * N0 • Dépend du lieu d’émission sur la ligne de projection • Dépend de la densité du milieu atténuant • épaisseur 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 photonsg : EAM dans l’eau • Tc-99m (140 keV) EAM = 4,8 cm • Tl-201 (70 keV) EAM = 3,6 cm 0 18 cm 0 5 cm

9. N1 N2 = Nb+2 exp -(l) dl = Nb+2 exp -(l) dl D d2 0 d1 Atténuation en PET d1 d2 d1 N2 = Nb+ exp -(l) dl * N1 = Nb+ exp -(l) dl d2 0 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, m = 0,096 cm-1 dans les tissus mous (m = 0,15 cm-1 à 140keV) • Plus pénalisante en PET, car 2 photons doivent atteindre le détecteur

10. sous-estimation de l’activité de plus de 70% non atténué atténué non atténué atténué 230 27 241 14 L’atténuation et ses conséquences TEP TEMP • pas de quantification absolue possible sans correction de l’atténuation • dépend de la densité des tissus atténuants

11. Corrections d’atténuation Préalable à une correction efficace : mesure de la densité des tissus atténuants par un dispositif d’acquisition en transmission ou par TDM reconstruction tomo d N N = N0 exp -(l)dl 0 N0 cartographie des  Corrections • Multiplication des sinogrammes par des facteurs de correction C exacts avant reconstruction • Modélisation de l’effet de l’atténuation dans le projecteur utilisé lors de la reconstruction itérative N2 p = R f m d Nb+ N1 N2 = Nb+ exp-(l) dl 0 C = N0 / N N1

12. x y tx = 0 cm ty = 0 cm tx = 2,2 cm ty = 0 cm Mouvement et correction d’atténuation • Mouvement du patient entre les examens émission et transmission • é en SPECT cardiaque, décalage de 3 cm •  variabilités d’intensité mesurées allant jusqu’à 40% • é en SPECT cérébral, décalage de 2 cm  asymétries de fixation et des variabilités d’intensité allant jusqu’à 20 % • Solutions potentielles • é recalage des images émission et transmission • é acquisitions émission/transmission simultanées • avec traitement des problèmes de contamination

13. Bruit et correction d’atténuation en SPECT • Bruit dans les cartes desm • épropagation du bruit lors de la correction d’atténuation • Solutions potentielles • - filtrage des cartes desm • é non concordance de résolution spatiale entre données de transmission et d’émission à l’origine d’artefacts aux interfaces • - segmentation des cartes des m et affectation de valeurs de m a priori dans les différentes régions (os, tissus mous, poumons) • é segmentation des différents tissus • é hypothèse abusive de valeur de m uniforme dans chaque tissu • é choix des valeurs de m

14. Une solution ? Les systèmes bimodaux avec CT cartographie des coefficients d’atténuation m dérivée du CT mais… l’utilisation de la carte des dérivée du CT n’est pas sans poser d’autres problèmes

15. Utilisation du CT pour la correction d’atténuation Problème du flou respiratoire : • 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).

16. CT Ge68 Concentrations d’activité environ 10% supérieure avec la correction utilisant la carte CT Nakamoto et al, J Nucl Med 2002:1137-1143 Conclusions sur la correction d’atténuation Les corrections existent, sont implémentées sur les machines TEMP et TEP, et sont efficaces mais … • En TEMP : manque de disponibilité des dispositifs d’acquisition en transmission pour la mesure de carte des m • En TEP : travaux concernant la carte des m : • - pour réduire le bruit : segmentation, filtrage • - pour mettre à l’échelle les valeurs des m : segmentation, interpolation • - pour travailler à la même résolution spatiale en transmission et émission • - pour compenser les flous cinétiques différents en TEP/CT

17.  (E)  (E’)  e- e- N fenêtre spectrométrique d’acquisition non diffusés Tc-99m (E=140 keV) d1 d2 d3 d4 60 100 140 énergie (keV) Diffusion Compton en SPECT * E * E’ = 1 + E (1 - cos )/m0c2 • é photons mal localisés • photons ayant perdu de l’énergie

18. * *  (E)  (E’)  e- e- * Diffusion en PET • Dans le patient (1 ou 2 photons diffusés) • Dans le cristal • é coïncidences mal localisées • é détection possible de coïncidences en dehors de l’objet • é photons ayant perdu de l’énergie SPECT PET

19. surestimation locale de l’activité > 10% (jusqu’à plus de 30%) réduction des rapports d’activité lésion / fond La diffusion et ses conséquences TEMP TEP * ~ 30% des photons détectés dans la fenêtre spectrométrique sont diffusés (Tc99m) PET 2D : ~30% PET 3D : > 50%

20. La correction de la diffusion • Approches spectrométriques empiriques (surtout en TEMP) • 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 photons diffusés = / k projections acquises I2 I1 - image reconstruite sans correction de la diffusion projections des photons diffusés projections corrigées de la diffusion image corrigée de la diffusion keV Icorrigé = I1 - k I2 Soustraction de Jaszczack

21. Corrections de diffusion : perspectives 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 » Très coûteux en temps calcul mais repositionne les photons diffusés, d’où meilleur RSB reconstruction tomographique itérative intégrant un modèle de la diffusion s

22. L’effet de volume partiel en SPECT et PET 10 mm 100 86  = fonction de réponse du détecteur image observée Intensité maximale 100 • Sous-estimation de l’activité dans les structures de petite taille dépendant • é du contraste objet / fond • é de la dimension de l’objet • é de la résolution spatiale du système • é affecte les structures de taille <2-3 FWHM max contraste  100 résolution spatiale 50 6 mm 12 mm 0 2 6 10 14 18 dimension (mm)

23. +  = .Aputamen .Afond fonction fonction anatomie anatomie Correction de volume partiel : stratégies • - coefficients de recouvrement • - modélisation anatomo-fonctionnelle • Quelques travaux en PET, très peu en SPECT max Inverse du coefficient de recouvrement 100 50 résolution spatiale 12mm contraste infini 0 2 6 10 14 18 dimension (mm)

24. Performances et conclusions sur la correction de volume partiel activité restituée dans les putamen (%) 120 100 80 60 40 20 0 ttes corrections sauf volume partiel valeur idéale ttes corrections SPECT • 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 ?

25. * * • 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 soustraction • augmentation de la variabilité associée aux mesures Les coïncidences fortuites en TEP leur nombre varie comme le carré de l’activité dans le champ de vue : N = 2 t S1 S2

26. * * Estimation via une ligne retard • Utilisation de deux circuits de coïncidences détecteur 1 +1 ssi Dt≤12ns temps fenêtre de coïncidence classique (12 ns) enregistrant coïncidences vraies + coïncidences fortuites * détecteur 2 fenêtre de coïncidence (12 ns) décalée de 64 ns enregistrant uniquement les coïncidences fortuites détecteur 1 temps * +1 ssi 64ns≤Dt≤76ns * détecteur 2

27. * * 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 tS1S2 longueur de la fenêtre de coïncidence détecteur 1 : S1 singles détecteur 2 : S2 singles

28. Synthèse : importance relative des différents biais SPECT cérébral du système dopaminergique idéal sans correction atténuation atténuation+diffusion atténuation+rés. spatiale atténuation+diffusion+rés. spatiale atténuation+diffusion+rés. spatiale+ volume partiel activité restituée (%) 120 100 80 60 40 20 0 putamen fond

29. Conclusions sur la quantification • 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,maisrestedifficileen TEP • Détecteurs bimodauxPET/CT et SPECT/CT pourraient jouer unrôle majeurpour faire de la quantification une réalité clinique • Problème duvolume partielreste l’obstacle majeurà la quantification des structures de petites tailles

30. Au delà de la mesure de « fixation » : la modélisation X kBq/ml N Exploiter les mesures de concentration de radiotraceur pour estimer des paramètres physiologiques caractérisant les processus étudiés

31. connaissances biochimiques modèle Estimation de paramètres physiologiques séquence d’images dynamique prélèvement sanguin cinétique associée à une région fonction d’entrée paramètres physiologiques relatifs à la région, e.g., constante d’échange, flux sanguin, densité de récepteurs ajustement des mesures au modèle