Imagerie TEP-FDG de lésions athéromateuses analyse de la littérature

Imagerie TEP-FDG de lésions athéromateuses analyse de la littérature

Imagerie TEP-FDG de la plaque et effet de volume partiel

Nous avons vu au chapitre 1 que l’inflammation, élément clé de l’athérothrombose, était détectable en Tomographie par Emission de Positons (TEP), notamment avec le traceur Fluorodésoxyglucose marqué au fluor 18 ([18F]- FDG). Son utilisation courante en oncologie a permis la réalisation de nombreuses études ad hoc ou rétrospectives évaluant l’intensité de l’inflammation de la paroi artérielle à partir de ce type d’images chez des patients atteints d’athérosclérose (Rudd et al. 2009a, Orbay et al. 2013), d’artérite de Takayasu (Cheng et al. 2013), ou d’anérvysme aortique (Hope et Hope 2013). Une quantification fiable serait un atout considérable pour le diagnostic et le suivi thérapeutique mais reste incertaine compte tenu des faibles dimensions des lésions en regard de la résolution limitée des tomographes et du bruit présent dans les images. En effet, lorsque la taille de la structure fonctionnelle dont on souhaite mesurer l’activité en Tomographie par Emission (TE) est faible devant de la résolution spatiale dans les images, pouvant atteindre plus 6 mm, les mesures d’activité sont biaisées (Erlandsson et al. 2012). En supposant une distribution du radiotraceur constante dans la région métabolique, l’amplitude du biais dépend de plusieurs paramètres dont les dimensions de la structure (volume, forme), le rapport de fixation par rapport à l’activité environnante, la résolution spatiale dans les images et l’indice quantitatif (concentration maximum, moyenne, . . .) (Soret et al. 2007). Pour exemple, la figure 3.1 montre des fonctions R(L), somme de fonctions porte de largeur L=2 à 12 mm et d’un fond constant conduisant à un contraste de 10 dans l’objet, convolués par une gaussienne h de 6 mm Largeur à Mi-Hauteur (LMH) modélisant la Fonction de Dispersion du Point (FDP) associée au tomographe et à la procédure de reconstruction. Si l’on considère le maximum d’intensité, identique pour les 3 fonctions R(L), celui-ci est réduit de moins de 1 % lorsque L=12 mm, de 8% lorsque L=6 mm et de 50 % lorsque L=2 mm après convolution avec h. L’activité moyenne mesurée dans l’intervalle de définition de l’objet est affectée et est réduite de 11% lorsque L=12 mm, de 21% lorsque L=6 mm et de 52% lorsque L=2 mm. L’erreur de mesure est de plus augmentée par l’échantillonnage des images reconstruites. Le biais résultant de ces deux phénomènes est appelé Effet de Volume Partiel (EVP). Son impact est problématique puisqu’il peut empêcher de détecter des lésions ou conduire à une sous-estimation de leur activité métabolique, particulièrement sévère lorsque les dimensions de la structure sont inférieures à trois fois la résolution spatiale du système (Rousset et al. 2007). Ainsi, les lésions dans la paroi vasculaire, pouvant mesurer moins de 2 mm d’épaisseurs, seront affectées de façon majeure par cet effet et seront particulièrement sensibles à la méthode de mesure et au bruit dans les données, Il n’existe à ce jour aucun consensus pour une quantification efficace du [18F]-FDG dans la paroi artérielle. Concernant le protocole d’acquisition, Menezes et al. (2009) montrent qu’un délai augmenté par rapport aux protocoles suivis en oncologie n’apportait aucune amélioration significative du rapport signal à bruit. La méthode de reconstruction a été brièvement étudiée par Delso et al. (2011) au moyen d’acquisitions sur un fantôme physique composé d’inserts sphériques de 2.4 mm de diamètre dans un cylindre d’eau sans activité.

Matériel et méthode

L’analyse de la littérature a été réalisée grâce au moteur de recherche PubMed 1 avec l’expression régulière (fluorodeoxyglucose OR FDG) AND ather* (3.1) AND (PET OR positron emission tomography) Les articles renvoyés par la requête ont été complétés manuellement par les références citées. Parmi les résultats obtenus, seules les études cliniques in vivo, excluant donc les études sur petit animal ou sur échantillons prélevés, et réalisées avant novembre 2013 ont été analysées. L’indication thérapeutique et le lit artériel concerné ont été relevés. Nous avons ensuite systématiquement relevé les paramètres d’acquisition, de reconstruction et d’analyse reportés dans le tableau 3.1 et noté si ces informations étaient manquantes. Acquisition Reconstruction Analyse système d’acquisition algorithme grandeur mesurée dose injectée massique corrections (atténuation, diffusion) définition du VOI délai post-injection résolution spatiale calcul sur le VOI durée d’acquisition taille de voxel corrections appliquées post-filtrage valeurs nombre d’itérations (si itératif) modélisation FDP (si itératif) Tableau 3.1 – Paramètres systématiquement relevés dans les articles de l’étude Le protocole d’acquisition a été caractérisé par le système d’acquisition (modalités anatomiques complémentaires, nature hybride du système), la dose injectée Di (MBq) rapportée au poids du patient W (kg), le délai post-injection ∆Tpi (min) et la durée d’acquisition ∆Tacq (min). Afin de caractériser le bruit présent dans les images, nous avons calculé un indice κ (MBq/kg.min) en relation avec le nombre de coïncidences détectées et défini par l’expression κ = Di · e −∆Tpi·ln(2)/τ · ∆Tacq (3.2) où τ est la demi vie du fluor 18. Lorsque seule la dose injectée totale moyenne était mentionnée, et puisque les valeurs individuelles n’étaient jamais données, cette dernière a été normalisée par un poids moyen de 70 kg. Le protocole de reconstruction a été caractérisé par l’algorithme utilisé, les corrections appliquées (atténuation, diffusion), la résolution spatiale dans les images reconstruites, la taille des voxels et l’éventuelle application d’un post-filtrage. Dans le cas d’algorithme itératifs, nous avons également noté le nombre effectif d’itérations, calculé comme le nombre d’itérations multiplié par le nombre de sous-ensembles si la reconstruction était accélérée par l’algorithme OSEM. Enfin, toujours dans le cas des algorithmes itératifs, nous avons relevé l’éventuelle implémentation d’un recouvrement de résolution par l’incorporation d’un modèle de réponse impulsionnel du système dans l’algorithme de reconstruction. 1. http://www.ncbi.nlm.nih.gov 54 Chapitre 3. Imagerie TEP-FDG de lésions athéromateuses : analyse de la littérature Le protocole de quantification a été caractérisé par la grandeur mesurée (concentration d’activité, rapport d’activités, . . .), la définition du VOlume d’Intérêt (VOI) (taille, méthode de segmentation), le mode de calcul sur le VOI (voxel d’intensité maximum, moyenne des voxels, …), ses valeurs (moyenne et écart type) sur l’ensemble des patients et enfin les éventuelles corrections appliquées à la mesure (correction d’EVP, méthodes de normalisation, . . .)