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OPTIMISATION DE LA RECONSTRUCTION
COMPLÈTE 3D EN TOMOGRAPHIE
Principe de la Tomographie par Émission de Positons
La Tomographie par Emission de Positons (TEP) est une méthode d’imagerie médicale fonctionnelle non invasive, également appelée métabolique par opposition aux techniques d’imagerie médicale conventionnelle, dites anatomiques (radiologie, scanner, imagerie par Résonance Magnétique). Cette technique de médecine nucléaire consiste à représenter la concentration du radionucléide dans le corps du patient après l’injection d’un radiopharmaceutique émetteur de positons (β+ ) qui se matérialisent en photons de 511 keV. Cette méthode permet de fournir une image tridimensionnelle (3D), représentative d’une fonction particulière ciblée par le choix spécifique du traceur émetteur de positons. Ce moyen diagnostique est de plus en plus utilisé depuis plusieurs années, avec notamment 77 appareils installés en France en février 2007 (1 appareil par 800 000 habitants) [Site web sfmn]. Les champs principaux d’applications cliniques de la TEP sont aujourd’hui : • essentiellement, la CANCEROLOGIE : diagnostic, caractérisation de tumeurs, extension avant et après traitement, surveillance, évaluation d’efficacité thérapeutique ; • dans une moindre mesure, la CARDIOLOGIE : essentiellement l’étude de la viabilité myocardique ; • et la NEUROLOGIE : maladie d’Alzheimer et autres démences, maladie de Parkinson, épilepsie, pathologies vasculaires cérébrales ; D’autres domaines d’applications intéressent également la TEP, mais restent encore du domaine de la recherche : schizophrénie, autisme, infectiologie, étude des récepteurs, détection précoce de certaines maladies vasculaire, etc. Chez le petit animal, cette technique, considérablement demandée de la part des industries pharmaceutiques et des instituts de recherche biomédicale, est utilisée pour le développement de nouveaux médicaments et dans l’étude de nouvelles stratégies thérapeutiques ainsi que pour la recherche post-génomique. Elle permet : o l’étude du fonctionnement métabolique in vivo. o l’établissement de modèles animaux des mécanismes d’action de maladies incluant le suivi de leur évolution dans le temps. o le développement de nouvelles thérapeutiques. o l’évaluation préclinique de certaines thérapeutiques sur des modèles animaux. Dans ce chapitre, nous abordons le principe de réalisation des images en TEP chez l’homme ainsi que chez le petit animal et les contraintes de détection dans les deux cas. De même, nous proposons une étude de performances des tomographes actuels dédiés au petit animal.
Historique
C’est vers le milieu des années 1950 que Ter-Pogossian et Powers s’intéressent à la vie courte des émetteurs de positons pour les études physiologiques avec l’utilisation de l’oxygène-15. Ils ont utilisé cet élément et d’autres gaz radioactifs pour les études respiratoires et pour analyser le métabolisme cérébral. A la suite de ces études, le premier cyclotron médical fut installé en 1955 à l’hôpital d’Hammersmith à Londres [Ter-Pogossian and Powers 1958]. Plusieurs développeurs en instrumentation en médecine nucléaire ont montré l’avantage de la détection en coïncidence des photons d’annihilation par rapport à la collimation des simples photons de 511 keV, principalement en terme de sensibilité. Le concept de la tomographie d’émission et de transmission a été présenté par David Kuhl et Roy Edwards vers la fin des années 50, qui a conduit plus tard à la conception et à la construction de plusieurs instruments tomographiques à l’université de Pennsylvanie en 1963 [Kuhl et al 1963]. Simultanément, Hal Anger a travaillé sur la conception d’un système TEP après le développement de sa GammaCaméra. Il a montré la possibilité d’utiliser deux caméras à scintillations, reliées électroniquement, pour détecter des photons issus de l’annihilation afin de pouvoir localiser des tumeurs cérébrales [Anger and Gottschalk 1963]. Son système a été commercialisé temporairement par la société « Nuclear Chicago Corporation ». Ce système présentait une bonne résolution spatiale mais la sensibilité était limitée, due à la saturation de son électronique en l’absence de collimateurs. A la fin des années 1960, G. Brownell et son groupe ont montré la faisabilité d’un examen TEP, en développant des outils permettant de travailler en coïncidence sur une gamma-caméra à deux détecteurs [Brownell et al 1969]. Ce système a connu plusieurs évolutions vers des détecteurs qui tournent autour du patient, puis vers un anneau complet de détecteurs. C’est en 1973 que Edward J. Hoffman et Michael Phelps ont développé le premier Tomographe à Emission de Positons à l’université de Washington à Saint Louis. Le premier prototype a été publié dans le Journal of Nuclear Medicine (JNM) en 1975 [Phelps et al 1975]. En 1976, les premières images de patients explorés par le fluoro-2-déoxy-D-glucose (FDG) marqué au Fluor-18 ont été publiées [Hoffman et al 1976]. Plusieurs institutions ont proposé des développements de systèmes TEP composés de cristaux d’iodure de sodium dopés au Thallium (NaI(Tl)) couplés un à un à des tubes photomultiplicateurs et arrangés sur un détecteur hexagonal tout autour du patient [TerPogossian et al 1978, Phelps et al 1976, Burnham et al 1985, Bohm et al 1978, Senda et al 1985, Cho 1983, Derenzo et al 1981, Wong et al 1984]. Plus tard, les systèmes ont évolué vers des anneaux circulaires contenant des cristaux de germanate de bismuth (BGO) [Thompson et al 1979, Cho and Farukhi 1977] Cependant, les optimisations des images en TEP avant 1975 souffraient d’un manque de développement d’algorithmes de reconstruction et surtout d’une très faible capacité de calcul informatique au point que la reconstruction d’une matrice image 64 x 64 était considérée comme nécessitant un espace disque énorme. En effet, quelques efforts prématurés en reconstruction itérative [Muehllehner and Wetzel 1971, Kuhl et al 1973] ont été rapidement déviés vers les reconstructions analytiques, notamment la technique FBP (filtred backprojection) qui est apparue avec les scanners à rayons X (tomodensitométrie) et qui a permis de faire avancer cette technique d’une façon remarquable. A la fin des années 80 et au début des années 90, des nouvelles améliorations ont mené à la réalisation de systèmes TEP corps entier [Dahlbom et al. 1992]. En parallèle, le premier appareil TEP dédié aux études chez l’animal [Cutler et al. 1992] est apparu. Le développement au niveau de l’électronique et des cristaux scintillants tels que le BGO (Bi4Ge3O12), le LSO (Lu2SiO5 (Ce)), le GSO (Gd2SiO5), etc. a permis l’amélioration nette de la qualité des images en TEP clinique, ainsi que la création de nouvelles techniques hybrides telles que le couplage TEP-TDM et l’exploitation du temps de vol des photons pour mieux localiser leurs points d’émission [Egger 2005, Siemens 2005, site web GE Healthcare, site web Philips systèmes médicaux, site web Siemens].
La Tomographie par Emission de Positons
Désintégration du radionucléide et émission du positon
L’émission de positons est une forme de désintégration β de noyaux instables et présentant un excès de protons. Dans ce cas, un proton est converti en neutron par l’intermédiaire de l’interaction faible. Une particule β+ (un positon) et un neutrino sont émis. ν 0 0 0 1 1 0 1 1 → + + + p n e (I.1) La disparition du noyau père, ainsi que la création du noyau fils et l’émission du positon et du neutrino s’opèrent selon le schéma suivant : ν 0 0 0 X→ −1Y+1 e+ A Z A Z (I.2)
Spectre en énergie des particules β+ émises
La masse du neutron étant supérieure à celle du proton, la transformation nécessite un apport d’énergie qui est prélevé sur l’énergie interne du noyau. L’émission β+ n’est cependant pas mono-énergétique. On observe un spectre d’énergie des β+ continu, répondant à une répartition aléatoire de l’énergie entre la particule β, le neutrino et le neutron, les probabilités les plus faibles correspondant aux partages les moins équitables (Figure I.1). On a ainsi en termes de masse de noyau : mX = mY + me + ∆m (I.3) où : mX et mY représentent la masse du noyau père et du noyau fils respectivement, me correspond à la masse du positon émis et ∆m représente la masse transformée en énergie lors de la réaction. 2 max E = ∆m⋅ c (I.4) Emax = Ee + Eν (I.5) L’énergie cinétique de l’émission β+ s’étend depuis la valeur E = 0 jusqu’à la valeur maximale Emax correspondant à l’énergie cinétique théoriquement prévisible d’après la différence des deux niveaux. La forme du spectre est donnée par l’équation I.6 [Wu et Moskowski 1966, Daniel 1968] : N E dE gF Z E P E E E dE 2 max ( ) = ( , )⋅ ⋅ .( − ) (I.6) avec : N(E) correspond au nombre de particules β d’énergie E g est la constante de couplage faible Z correspond au numéro atomique du noyau fils P est la quantité de mouvement de la particule β F(E, Z) est définie par la fonction de Fermi. Pour les éléments légers, une approximation nonrelativiste [Wu and Monkowski 1966] est donnée par l’équation I.7 : F(E, Z) 2 ( ) 1( ) 2 ( Z E P ) Z E P e π α π α − − = − − (I.7) α étant la constante de structure fine, α =1
INTRODUCTION1 |
