C E R F - Collège des Enseignants en Radiologie de France

Résumé - La tomographie par émission de positons (TEP) est une modalité d'imagerie médicale qui mesure la distribution tridimensionnelle d'une molécule marquée par un émetteur de positons. L'acquisition est réalisée par un ensemble de détecteurs répartis autour du patient. Les détecteurs sont constitués d'un scintillateur qui est choisi en fonction de nombreuses propriétés, pour améliorer l'efficacité et le rapport signal sur bruit. Le circuit de coïncidence mesure les deux photons gamma de 511 keV émis dans des directions opposées qui résultent de l'annihilation du positon. Les coupes sont reconstruites par des algorithmes de plus en plus complexes pour s'adapter à des géométries d'acquisition tridimensionnelles. La correction des phénomènes physiques fournit une image représentative de la distribution du traceur. Un examen TEP entraîne pour le patient une dose efficace de l'ordre de 8 mSv. L'installation d'un TEP nécessite un aménagement des locaux pour assurer la radioprotection du personnel. Cette technique est en évolution permanente, tant du point de vue du détecteur que de celui des algorithmes. Une nouvelle génération d'appareils TEP/TDM offre des informations complémentaires qui permettent de corriger l'atténuation, de localiser les lésions et d'optimiser les procédures thérapeutiques. Tous ces développements font de la TEP un outil pleinement opérationnel, qui a toute sa place au sein de l'imagerie médicale.

L'intérêt des émetteurs de positons en médecine nucléaire est connu depuis plusieurs années ^[7]. Les émetteurs de positons sont des isotopes radioactifs (¹¹C, ¹³N, ¹⁵O, ¹⁸F) qui peuvent facilement être incorporés aux molécules, sans altérer leurs propriétés biologiques. Les premières molécules marquées au ¹⁸F ont été synthétisées à la fin des années 1970 ^[66]. À la même époque, ont été construits les premiers tomographes à émission de positons (caméras TEP) utilisables dans un environnement clinique ^[80]. Depuis les années 1970, de nombreux travaux effectués par les centres de recherche et les industriels ont permis le développement de TEP permettant de réaliser des examens corps entier, dans des conditions de résolution et de sensibilité adaptées ^[22,^79]. Dans le même temps, les progrès de l'informatique et de l'algorithmique permettent d'effectuer des reconstructions tomographiques, à partir de projections mesurées dans des géométries d'acquisition de plus en plus complexe.

Jusqu'à la dernière décennie, la TEP était disponible uniquement dans les centres équipés d'un cyclotron capable de produire les différents isotopes. Cependant, le rôle aujourd'hui croissant de la TEP en cancérologie se traduit par la diffusion rapide de cette modalité d'imagerie médicale dans des structures hospitalières distinctes des centres de recherche. Le fonctionnement de ces structures repose sur l'installation d'une caméra TEP, et la mise en place d'un réseau de distribution de radiophamaceutiques marqués par le ¹⁸F, caractérisé par une période radioactive de 110 minutes ^[32]. La molécule la plus largement utilisée est le fluorodéoxyglucose marqué au fluor 18 (^18FFDG) en raison de ses nombreuses indications. Ce traceur, analogue du glucose, apporte des réponses essentielles dans la prise en charge et le suivi des patients atteints de maladies néoplasiques ^[68,^83].

La réalisation d'un examen TEP est le résultat d'un ensemble d'opérations, depuis la production de l'isotope, la synthèse de la molécule, l'injection du traceur radioactif, la détection des rayonnements, la reconstruction tomographique, et enfin l'enchaînement d'un ensemble de corrections afin de fournir une image représentative de la distribution du traceur au sein du patient. Ces différents éléments sont présentés au cours de cet article. Le dernier chapitre de cet article présente une nouvelle génération d'appareils composés d'un TEP et d'un tomodensitomètre (TDM).

Comme nous le verrons, la TEP est une modalité d'imagerie médicale en perpétuelle évolution. Les derniers développements permettent d'envisager des acquisitions corps entier TEP/TDM en moins de 20 minutes.

De la même manière que pour les autres examens de médecine nucléaire, la réalisation d'un examen TEP nécessite l'injection d'un traceur radioactif. Un traceur est constitué d'un vecteur moléculaire, et d'un isotope radioactif qui permet de localiser la distribution de la molécule au sein de l'organisme. Le choix d'un isotope est déterminé d'une part en fonction des propriétés chimiques qui conditionnent la possibilité de marquage, et d'autre part en raison du mode de désintégration qui permet une détection externe du rayonnement émis. La supériorité des émetteurs de positons par rapport aux émetteurs de photons gamma existe pour les deux critères précédents : marquage biochimique et détection externe.

Les caractéristiques physiques des principaux isotopes utilisés en TEP sont résumées dans le tableau I.

Les émetteurs de positons les plus utilisés en TEP peuvent être répartis en trois groupes, en fonction de leurs caractéristiques physiques et de leur période radioactive ^[63]. La période radioactive ou demi-vie correspond à la durée nécessaire pour que l'activité d'une source soit divisée par deux.

- On distingue tout d'abord l'oxygène 15 (¹⁵O), l'azote 13 (¹³N) et le carbone 11 (¹¹C), de périodes respectives de 2, 10 et 20 minutes. Ces isotopes, constitutifs de l'ensemble des composés biologiques, permettent de réaliser des marquages efficaces pour un grand nombre de molécules. Compte tenu de leur courte durée de vie, la production des isotopes et la synthèse du traceur doivent être réalisées rapidement, et à proximité immédiate de lieu de réalisation des examens TEP ^[69]. L'utilisation de ces isotopes est limitée aux centres de recherche multidisciplinaires, disposant de radiochimistes assurant la production du traceur, d'ingénieurs et de médecins pour la réalisation des examens d'imagerie.
- On distingue ensuite les émetteurs dont la période varie de 1 à plusieurs heures. La production et le marquage peuvent être réalisés par un laboratoire radiopharmaceutique. Le traceur peut être ensuite distribué dans des centres cliniques disposant d'un TEP. L'isotope le plus utilisé est le fluor 18 (¹⁸F), qui a une durée de vie de 120 minutes. Le ^18FFDG, analogue du glucose, est actuellement la molécule la plus largement employée dans les centres TEP cliniques. Ses avantages sont nombreux et bien décrits dans la littérature, en particulier pour son utilisation en oncologie. D'autres molécules marquées au ¹⁸F sont actuellement disponibles et permettent d'étendre le champ clinique des indications de la TEP. Le brome 76 (⁷⁶Br) est caractérisé par une période de 16 heures, mais également par une énergie d'émission des positons relativement élevée. La combinaison de ces deux phénomènes entraîne une majoration des doses reçues par le patient par rapport au ¹⁸F. Pour des raisons dosimétriques, le ⁷⁶Br n'est pas recommandé pour des examens diagnostiques, en revanche, son utilisation a été évoquée pour des applications thérapeutiques.
- Le dernier groupe concerne des isotopes qui peuvent avoir des périodes très courtes, mais qui sont issus de générateurs isotopiques de longues périodes. Les plus importants sont le gallium 68 (⁶⁸Ga), dont la période est de 68 minutes (issu du germanium 68 de période de 271 jours), et le rubidium 82 (⁸²Rb), dont la période est de 76 secondes (issu du strontium 82 de période de 25 jours).

Du fait de leurs longues durées de vie, le ⁶⁸Ge (271 jours) et le sodium 22 (2,6 ans) sont utilisés pour effectuer les mesures de transmission et/ou pour les procédures de calibration en TEP.

Les émetteurs de positons sont caractérisés par un excès de charge positive dans leurs noyaux. Ils se désintègrent vers un état stable, par une transformation d'un proton en un neutron qui conduit à l'émission d'un neuvrino et d'un positon. Celui-ci est de masse égale à celle d'un électron mais de charge opposée. Une fois émis, le positon parcourt quelques millimètres dans les tissus, au cours desquels il perd toute son énergie cinétique. Quand le positon est au repos, il interagit avec un électron du milieu, suivant une réaction d'annihilation au cours de laquelle la masse des deux particules se transforme en deux photons gamma de 511 keV, émis dans des directions opposées (fig 1).

Le principe de base de la TEP consiste à détecter les deux photons de 511 keV pour déterminer le lieu de la réaction d'annihilation. L'information mesurée correspond au lieu d'annihilation et non à celui de l'émission

+. La distance entre ces deux lieux est appelée libre parcours moyen du positon, elle est déterminée par l'énergie d'émission des positons, et constitue une limite en terme de résolution spatiale ^[53]. Le libre parcours moyen du positon est de 0,5 mm pour le ¹⁸F et de 2,7 mm pour l'¹⁵O.

Une autre limite intrinsèque en terme de résolution spatiale en TEP provient de la non-colinéarité des deux photons de 511 keV, résultant de l'annihilation d'un positon qui n'a pas intégralement perdu son énergie cinétique. Ce défaut de colinéarité peut être de l'ordre de 0,5°.

La combinaison de ces deux phénomènes constitue une limite intrinsèque en terme de résolution spatiale, propre à la détection en coïncidence, mais qui, pour le ¹⁸F, est inférieure au millimètre. Cependant, comme cela sera présenté ultérieurement, la résolution spatiale d'un TEP dépend essentiellement de la taille des détecteurs élémentaires.

L'obtention d'une image en TEP s'effectue en deux étapes :

- la mesure des projections de l'objet, en utilisant le principe de la détection en coïncidence ;
- la reconstruction tomographique, qui permet l'obtention de la distribution tridimensionnelle du traceur.

La figure 2 présente les différents modules qui constituent un tomographe à émission de positons. La plupart des TEP sont constitués d'une série de couronnes de détecteurs élémentaires répartis en anneau autour du patient ^[45]. Chaque détecteur est constitué d'un cristal scintillateur et d'un photomultiplicateur, optimisés pour la détection des photons gamma. Le circuit électronique, ou circuit de coïncidence, permet de déterminer au moyen de deux détecteurs élémentaires la projection du lieu d'annihilation. Le traitement de ces informations doit être extrêmement rapide, compte tenu des taux de comptage rencontrés en pratique. L'information mesurée par le circuit de coïncidence est alors positionnée dans une matrice, ou sinogramme, qui contient l'ensemble des éléments de projection d'une coupe de l'objet. Les images sont obtenues par reconstruction tomographique sur des stations informatiques puissantes équipées d'une application logicielle permettant l'analyse et la quantification des images.

Toute désintégration d'un positon se caractérise par l'émission de deux photons gamma de 511 keV dans des directions opposées. Cette propriété est intrinsèquement utilisée par les TEP pour déterminer la projection du lieu d'annihilation, au moyen de deux détecteurs indépendants qui mesurent quasi simultanément deux photons de 511 keV. L'électronique de détection, ou circuit de coïncidence, est basée sur deux critères : une fenêtre temporelle, de l'ordre de 6 à 15 ns, et une fenêtre en énergie. Ce système mesure les coïncidences vraies, qui correspondent à la détection des deux photons de 511 keV provenant d'une même annihilation (fig 3). En raison des imperfections de l'appareil de mesure en résolution en énergie et en résolution temporelle, le circuit de coïncidence enregistre de nombreux événements parasites qui génèrent du bruit de mesure.

Le rôle de chaque détecteur élémentaire consiste à arrêter le rayonnement, à déterminer l'énergie du photon incident et le moment où il a été détecté. La densité, la résolution en énergie et la résolution temporelle des détecteurs conditionnent les performances des différents instruments.

Les détecteurs sont constitués d'un ou plusieurs cristaux scintillateurs, couplés à un ou plusieurs tubes photomultiplicateurs (PM). Tout photon entrant dans la chaîne de détection est analysé individuellement (fig 4). Il interagit avec les électrons du cristal en cédant son énergie, soit en totalité par effet photoélectrique, soit en partie par effet Compton. Ces derniers vont exciter d'autres électrons du réseau cristallin, et générer des mécanismes de scintillation. L'énergie lumineuse ainsi créée est proportionnelle à l'énergie déposée dans le cristal. Elle est ensuite dirigée vers la photocathode du tube photomultiplicateur au travers d'un guide de lumière. Le rôle de la photocathode est de convertir l'énergie lumineuse en électrons. Ces derniers sont accélérés et focalisés sur la première dynode, où le nombre d'électrons est multiplié par le facteur d'émission secondaire. Ce processus de multiplication est identique pour les dynodes suivantes. Le signal en sortie du PM fournit une impulsion électrique mesurable, dont l'intégrale est proportionnelle à l'énergie du photon déposée dans le cristal.

La durée d'intégration dépend de la rapidité de la décroissance de la lumière au sein du cristal. Pendant cette durée, le détecteur élémentaire est dans l'impossibilité de mesurer un autre événement. Ce phénomène, ou temps mort, est responsable des pertes en sensibilité pour des taux de comptage élevés.

Le scintillateur idéal pour la TEP doit être caractérisé par ^[57] :

- une densité élevée, pour offrir une efficacité de détection satisfaisante pour les photons de 511 keV (énergie trois à quatre fois supérieure à celle des gamma du technétium 99m largement utilisé en médecine nucléaire) ;
- une efficacité de conversion lumineuse importante, c'est-à-dire un nombre de photons de scintillation important par rayonnement gamma détecté. Ce paramètre influe directement sur la résolution en énergie du scintillateur, et donc sur le taux de coïncidences diffusées ;
- une faible constante de décroissance, c'est-à-dire l'émission d'un grand nombre de photons lumineux par unité de temps ; elle conditionne la résolution temporelle du système de détection et réduit le temps mort relatif à chaque mesure ;
- une bonne transparence par rapport aux photons de scintillation, afin que ceux-ci ne soient pas atténués dans le milieu avant la surface d'entrée du PM. Par ailleurs, le spectre d'émission des photons de scintillation doit être compatible avec la réponse spectrale de la photocathode du PM ;
- des propriétés physiques favorables et en particulier, il est préférable que les scintillateurs soient non hygroscopiques, insensibles à la température et facilement produits et usinés. Par ailleurs, le coût des matériaux influe directement sur le prix des appareils proposés.

Les caractéristiques essentielles des principaux scintillateurs utilisés pour la TEP sont récapitulées dans le tableau II.

Les paramètres d'atténuation du rayonnement de 511 keV dépendent de la densité du matériau et de la densité d'électrons estimée par le numéro atomique effectif (Z_eff). L'épaisseur du scintillateur peut être d'autant moins importante que le coefficient d'atténuation (

) est élevé. Cette propriété permet de diminuer la taille des détecteurs élémentaires, et donc d'améliorer la résolution spatiale du système. La photofraction est le pourcentage d'effet photoélectrique par rapport aux interactions des photons de 511 keV dans le scintillateur. Ce paramètre est essentiel, puisque seules les interactions photoélectriques sont caractérisées par un dépôt d'énergie de 511 keV dans le détecteur (annihilation a de la figure 3). Lorsque le photon incident subit une diffusion Compton dans le scintillateur, il en résulte un dépôt d'énergie inférieur à celui obtenu par effet photoélectrique (annihilation b de la figure 3). Cet événement est éliminé par la chaîne de mesure ; il en résulte une perte en efficacité. Parmi les différents scintillateurs utilisés en TEP, le germanate de bismuth (BGO) est un des matériaux qui possède le plus grand Z_eff. L'orthosilicate de lutétium (LSO) et l'orthosilicate de gadolinium (GSO) sont légèrement moins dense que le BGO. L'iodure de sodium dopé au thallium [NaI(Tl)] est le scintillateur le moins dense, il est cependant utilisé pour certaines caméras TEP en raison de son faible coût de production. Le luthetium aluminium perovskite (LuAp) est un scintillateur en développement, prometteur puisqu'il est caractérisé notamment par une densité élevée.

Les caractéristiques de l'émission lumineuse des différents scintillateurs doivent être analysées en détail puisqu'elles conditionnent la durée de la fenêtre de coïncidence, le temps mort du système et la résolution en énergie. Elles influent directement sur le taux de coïncidences parasites mesurées par le TEP.

La constante de temps de décroissance de la scintillation lumineuse doit être rapide, afin de réduire la fenêtre temporelle de coïncidence, et ainsi rejeter un nombre important de coïncidences aléatoires. L'enregistrement d'une coïncidence aléatoire est la conséquence de la détection de deux photons gamma de 511 keV mesurés pendant la fenêtre temporelle, mais provenant de deux désintégrations de positons différents (coïncidence d sur la figure 3). L'information spatiale véhiculée par cette mesure est incorrecte, et se traduit par un niveau de bruit supplémentaire dans l'image. Le BGO et le NaI(Tl) sont caractérisés par des constantes de temps relativement lentes, ce qui entraîne l'utilisation de fenêtres de coïncidence de l'ordre de 12 ns. L'arrivée des nouveaux scintillateurs (LSO, GSO et LuAp), significativement plus rapides, permet de réduire la fenêtre de coïncidence à 6 ns environ pour les systèmes équipés de LSC ^[58].

La constante de décroissance influe sur le temps mort du détecteur élémentaire pendant lequel il lui est impossible de mesurer un autre événement. Par ailleurs, plus la surface utile du détecteur élémentaire est réduite, plus la probabilité de mesurer un autre photon est faible.

Le rendement lumineux correspond au nombre de photons de scintillation émis par photon arrêté dans le scintillateur. Cette caractéristique est souvent exprimée de manière relative par rapport au NaI(Tl), qui possède un rendement lumineux très important. Un rendement lumineux élevé permet une meilleure détection de l'interaction, et s'accompagne généralement d'une bonne résolution en énergie. Une résolution en énergie limitée impose l'utilisation d'une fenêtre spectrométrique plus ou moins large, qui entraîne l'enregistrement des photons ayant subi une interaction Compton au sein du patient (coïncidence c sur la figure 3). La perte d'énergie résultant de la diffusion Compton est insuffisante pour être détectée par le scintillateur. Elle entraîne un changement de direction du photon, qui conduit à la mesure d'une coïncidence diffusée et à une mauvaise localisation de la projection du lieu d'annihilation.

Le principal avantage du NaI(Tl) réside dans sa bonne résolution en énergie, qui est de l'ordre de 10 %. Le BGO est caractérisé par une résolution en énergie relativement médiocre de l'ordre de 16 %. Le LSO et le GSO ont des caractéristiques en terme de résolution en énergie intermédiaires entre le NaI(Tl) et le BGO.

Actuellement, le BGO équipe plus de la moitié des caméras TEP installées, essentiellement en raison de sa densité élevée, mais ce scintillateur est caractérisé par une constante de décroissance lente et une résolution en énergie médiocre. La recherche de nouveaux scintillateurs ayant des caractéristiques plus favorables pour la TEP permet déjà l'utilisation du LSO et du GSO au sein de TEP commercialisés. Le LuAp, ainsi que d'autres matériaux sont étudiés en laboratoire afin d'améliorer encore les performances des machines de nouvelle génération ^[52].

Malgré la faible densité du NaI(Tl), ce scintillateur est employé sur les TEP, en raison de son faible coût, et également dans le but de transformer les gamma-caméras en appareils polyvalents, permettant à la fois l'imagerie des émetteurs gamma et des émetteurs de positons.

Le fluorure de baryum (BaF₂) est caractérisé par deux émissions lumineuses, dont l'une a une constante de décroissance extrêmement brève de 0,8 ns ^[3,^50]. Le principe de l'acquisition temps de vol repose sur l'écart de temps d'arrivée des photons gamma sur les deux détecteurs. Connaissant ce temps et la vitesse de la lumière, il est possible de déterminer le lieu de l'annihilation le long de la ligne de réponse qui joint les détecteurs élémentaires. En pratique, la résolution temporelle permet de localiser la source sur la ligne de mesure avec une précision de 7,5 cm. Cette information peut alors être exploitée au niveau de l'algorithme de reconstruction d'images, qui doit être adapté afin de prendre en compte cette information. Cependant, la faible densité du BaF₂ et son rendement lumineux relativement faible pour la constante de décroissance rapide, ne permettent pas de réaliser de petits détecteurs élémentaires. C'est la raison pour laquelle ce scintillateur n'est plus utilisé dans les caméras TEP actuelles.

Quels que soient les systèmes proposés, le détecteur est constitué de scintillateurs et de photodétecteurs. Les différents assemblages mis en œuvre sont résumés sur la figure 5.

La solution la plus simple consiste à associer un photomultiplicateur à chaque scintillateur (fig 5A). L'inconvénient de ce type de couplage réside dans la taille des PM, qui ne permet pas d'effectuer un assemblage avec des cristaux de petites dimensions. Cela se traduit par une mauvaise résolution spatiale du tomographe, puisque la taille des détecteurs élémentaires conditionne l'échantillonnage des données mesurées et l'épaisseur des coupes. Néanmoins, ce couplage a été largement utilisé pour les caméras TEP de première génération.

Le remplacement du PM par une diode à avalanche, caractérisée par une petite taille, permet de réaliser des couplages efficaces avec des petits détecteurs élémentaires (fig 5B). Ce type de montage est utilisé sur des TEP dédiés à l'imagerie du petit animal développée dans des centres de recherche ^[70]. Les diodes à avalanches ne sont pas encore utilisées sur les TEP cliniques en raison de leurs efficacités plus faibles que celles des PM.

Le détecteur bloc est la solution la plus utilisée sur les tomographes équipés de BGO ou de LSO (fig 5C). Ce type de détecteur, proposé dès 1986, permet le couplage efficace entre une matrice de petits cristaux élémentaires de quelques millimètres de dimension, et un réseau de quelques PM ^[14]. Le détecteur bloc a été conçu pour améliorer la résolution spatiale et réduire l'épaisseur des coupes, qui dépendent de la taille de chacune des cases de mesure. À titre d'exemple, les détecteurs blocs de la caméra TEP Siemens ECAT® l'EXACT™ HR+ sont divisés en 64 cases élémentaires (8 × 8) et couplés avec quatre PM. La taille de la case de mesure est de 4,05 mm dans la direction tangentielle, de 4,39 mm dans la direction radiale (épaisseur de coupe) et de 30 mm d'épaisseur. Le TEP est constitué de quatre rangées de 72 blocs, qui sont répartis en couronne autour du patient. Au total, une projection d'un plan de coupe est échantillonnée par 576 cases de mesure ^[11].

La localisation de l'interaction du photon gamma dans un scintillateur peut être également déterminée au moyen du principe d'Anger, qui est employé sur l'ensemble des gamma-caméras. Ce mode de détection est basé sur l'emploi d'un monocristal de NaI(Tl), couplé à un réseau de PM au moyen d'un guide de lumière (fig 5D). La position de l'interaction est déterminée par le barycentre des intensités mesurées par l'ensemble des PM. Contrairement au couplage direct et au détecteur bloc, la taille des pixels et l'épaisseur des coupes sont déterminées de manière continue, en fonction de la matrice d'échantillonnage appliquée au détecteur. Les deux limites de ce mode de détection sont la faible densité du NaI(Tl), et le temps mort résultant de la taille importante du monocristal ^[19,^20]. En revanche, l'avantage essentiel de ce type de couplage réside dans la possibilité d'obtenir des grandes surfaces de détection pour un coût modéré. Le développement de monocristaux de NaI(Tl) « pixélisés » permet d'augmenter l'épaisseur du scintillateur (25 mm), tout en limitant la dégradation de la résolution spatiale. Il en résulte une amélioration de l'efficacité et des performances en taux de comptage ^[28,^81].

Une nouvelle conception de couplage a été proposée afin de combiner des scintillateurs discrets et un réseau de PM ^[77]. Ces scintillateurs sont des parallélépipèdes de GSO couplés par un guide de lumière à un réseau de PM (fig 5E). Les avantages de ce mode de détection résident dans l'utilisation de scintillateurs de GSO discrets et rapides qui limitent le temps mort du système.

Quelle que soit la conception des différents instruments, la mesure des données correspond systématiquement à la projection du lieu des annihilations survenant au sein de l'objet dont on fait l'image. Une étape de reconstruction tomographique est nécessaire pour déterminer l'objet à partir de ses projections. Les méthodes utilisées en TEP sont, d'un point de vue mathématique, similaires à celles de la TDM ou de la tomographie d'émission réalisée avec des émetteurs de photons gamma.

Tous les éléments de projection d'une coupe de l'objet sont rangés dans une matrice appelée sinogramme. Chaque ligne de cette matrice correspond à la projection monodimensionnelle de la coupe pour un angle

particulier. Cette matrice a autant de lignes que d'angles de mesure, et autant de colonnes que de cases de mesure pour une position angulaire. D'une manière générale, la taille des sinogrammes est de l'ordre de 256 (angles) par 192 (points de mesure pour une position angulaire).

Un point du sinogramme correspond à une ligne de réponse entre deux détecteurs élémentaires (entre d_A et d_B sur la figure 6). L'information reportée dans ce pixel (s₁,

₁) correspond à l'intégrale des émissions des photons de 511 keV émis suivant cette incidence, pour tous les points de l'objet situés sur la ligne de réponse. La ligne de réponse est un tube de section rectangulaire, dont les dimensions sont en relation avec la taille des détecteurs élémentaires. Chaque événement accepté par le circuit de coïncidence incrémente d'une unité le pixel du sinogramme correspondant à la ligne de réponse entre les deux détecteurs élémentaires. L'étape de mesure en TEP consiste alors à remplir les différents pixels du sinogramme. L'acquisition des données résulte d'un comptage dont les fluctuations statistiques sont régies par la loi de Poisson.

En résumé, un sinogramme contient l'ensemble des éléments de projection d'une tranche de l'objet. La reconstruction tomographique consiste à calculer la distribution de la radioactivité au sein du plan de coupe en utilisant l'ensemble des informations rangées dans le sinogramme.

Les TEP sont des appareils équipés de plusieurs couronnes de détecteurs qui permettent la mesure simultanée d'un ensemble de coupes. Deux techniques d'acquisition et de reconstruction sont proposées. La méthode la plus ancienne correspond au mode d'acquisition bidimensionnel. Une projection bidimensionnelle signifie que seules les lignes de réponses ayant une incidence perpendiculaire au plan du détecteur sont acceptées. L'angle

définit l'incidence des lignes de réponse par rapport à ce plan. En acquisition 2D, l'angle

doit être très proche de 0°, puisque les algorithmes de reconstruction ne sont applicables que pour des angles

= 0°.

En pratique, l'acquisition en mode 2D est réalisée en positionnant des anneaux de plomb, ou septas, entre les différentes couronnes de détecteur. La forme et la dimension des septa sont déterminées de sorte à ne permettre que la mesure d'événements coïncidents dans des plans directs ou dans des plans croisés (fig 7) :

- un plan direct correspond à des lignes de réponse entre des détecteurs situés sur une même couronne. Les coïncidences mesurées correspondent exactement au plan transverse du tomographe et sont caractérisées par un angle de 0°. Une acquisition en mode 2D permet la mesure simultanée d'autant de plans directs qu'il y a de couronnes de détecteurs ;
- un plan croisé est constitué des lignes de réponses entre des détecteurs situés sur des couronnes de détecteurs adjacentes. L'angle entre les coïncidences mesurées et le plan transverse est de l'ordre de 1°, il est généralement négligé.

Au total, un TEP ayant n couronnes de détecteurs, mesure simultanément n sinogrammes pour les plans directs et (n-1) sinogrammes correspondant aux plans croisés. L'obtention d'un volume résulte de la reconstruction indépendante des (2n-1) sinogrammes en utilisant des algorithmes de reconstruction 2D.

Les différentes méthodes sont présentées dans de nombreux documents ^[12,^27,^40], seuls les grands principes sont présentés dans ce travail.

La méthode employée depuis de nombreuses années est la rétroprojection des projections filtrées. L'algorithme fonctionne en deux étapes (fig 8) :

- filtrage de chaque profil de projection (ligne du sinogramme) au moyen d'un filtre rampe, souvent combiné à un filtre passe-bas pour éviter l'amplification du bruit ;
- rétroprojection dans le plan des projections filtrées, pour les différents angles mesurés.

Cette technique présente l'avantage d'être rapide, facile et assez satisfaisante dans le cas de fixations de traceur relativement homogènes. Elle est en revanche connue pour amplifier le bruit statistique, inhérent aux données acquises. De plus, des artefacts en étoile sont générés par le filtre de reconstruction. Ces artefacts sont habituellement « dissous » dans le bruit, mais dans le cas de fixations très intenses, ils deviennent visibles et rendent difficile l'exploration dans l'environnement immédiat des structures chaudes. Une vessie très radioactive en raison de l'élimination vésicale d'un traceur est un exemple démonstratif de ce problème, lors de l'exploration de la région pelvienne.

Un algorithme itératif est constitué d'un ensemble d'opérations de reconstruction et de projections appelées itération ^[17]. Une reconstruction est l'opérateur qui permet d'obtenir une coupe à partir d'un sinogramme. La projection est l'opération inverse, qui calcule le sinogramme pour une coupe donnée. Au cours de la reconstruction itérative, les itérations sont répétées pour obtenir une coupe théoriquement plus proche de la solution que la coupe précédente. Pour y parvenir, il est nécessaire de générer, au cours de chaque itération, un sinogramme estimé. Celui-ci est obtenu par la comparaison entre la projection de la coupe obtenue à l'itération précédente et le sinogramme mesuré. Le sinogramme estimé est reconstruit par l'itération suivante, afin de fournir une nouvelle estimation de la coupe. Ce cycle est répété jusqu'à ce que la différence entre le sinogramme mesuré et le sinogramme estimé soit plus petite que la limite désirée. On dit alors que l'algorithme a convergé. Les algorithmes itératifs vont se distinguer par les méthodes qui sont mises en œuvre pour comparer les sinogrammes. L'algorithme le plus utilisé en TEP est dérivé des méthodes EM (expectation maximization) ^[48] accélérées par le principe des sous-ensembles ordonnés (ordered subset), ce qui correspond au sigle OSEM ^[36].

Les reconstructions itératives permettent d'éliminer les artefacts en étoile autour des structures hyperfixantes (fig 9). En revanche, leur mise en œuvre se traduit par une augmentation du temps de calcul. Ceci s'explique par le nombre d'opérations à effectuer pour chacune des itérations. Cependant, les ressources informatiques actuelles permettent d'utiliser ces algorithmes en pratique clinique ^[33].

Le mode d'acquisition 3D est réalisé en l'absence des septa. Il permet la mesure en coïncidence entre deux détecteurs positionnés sur des couronnes indépendantes, et correspondant à des angles

différents de 0°. Ce mode d'acquisition entraîne une augmentation globale de la sensibilité du système, puisqu'il permet la mesure d'un plus grand nombre de lignes de réponse. En mode 3D, la sensibilité est variable suivant l'axe longitudinal (axe z). Les sources positionnées au centre du tomographe (plan A sur la figure 10) peuvent être détectées par un plus grand nombre de lignes de réponse que les sources excentrées (plan B sur la figure 10) qui peuvent être mesurées par moins de lignes de réponse.

Lorsque le système d'acquisition permet d'effectuer un mode 3D sans limitation d'angle d'acceptance

, le profil de sensibilité longitudinal est triangulaire. Sur de nombreux systèmes, le mode d'acquisition 3D est limité à un angle d'acceptance plus étroit, qui entraîne un plateau sur le profil de sensibilité. Lorsque des acquisitions sont réalisées en mode corps-entier, correspondant à une succession de pas d'acquisition suivant la direction z, il est nécessaire d'effectuer un recouvrement des champs de vue, afin de garder un profil de sensibilité uniforme sur la plus grande partie du champ de vue longitudinal. L'importance du recouvrement dépend de l'angle d'acceptance lors du mode d'acquisition 3D : il est de la moitié pour une ouverture maximale, et réduit pour des angles

limités. En conséquence, une réduction de l'angle d'acceptance entraîne une diminution de la sensibilité, mais permet de couvrir un champ de vue axial avec moins de pas successifs par rapport à une mesure sans limitation d'angle (fig 11).

En mode 2D, l'ensemble des données de projections d'un plan de coupe sont rangées dans un sinogramme (s,

). En mode 3D, il est nécessaire de tenir compte de l'angle d'incidence

des lignes de réponses détectées. En plus des sinogrammes droits correspondant à des événements mesurés dans le plan du détecteur (

= 0°), il est nécessaire d'enregistrer les événements détectés entre des couronnes distinctes, dans des sinogrammes caractérisés par des angles

différents de 0° (fig 12). Pour tenir compte de l'ensemble des lignes de réponse, le nombre de sinogrammes d'un système équipé de n anneaux doit être de (n × n). En pratique, pour limiter le volume de données brutes, la plupart des systèmes proposent un nombre limité d'angles

, les lignes de réponses mesurées sont rangées dans le sinogramme ayant l'incidence la plus proche. Le nombre d'angles discrets est de l'ordre de sept, soit une incidence avec

= 0°, trois avec des angles

positifs et trois avec des angles

négatifs.

Du fait de l'absence des septas, les éléments de projection d'une coupe transverse se trouvent projetés sur une série de sinogrammes. L'algorithme de reconstruction 3D doit être en mesure de reconstruire un plan de coupe à partir de l'ensemble des informations réparties dans les différents sinogrammes. Contrairement aux méthodes de reconstruction 2D, le volume tomographique est reconstruit globalement.

La reconstruction des données mesurées en mode 3D peut être effectuée de deux manières :

- une reconstruction tridimensionnelle directe ;
- un réarrangement des sinogrammes mesurés en sinogramme 2D, qui sont par la suite reconstruits par des algorithmes de reconstruction bidimensionnelle.

La méthode la plus intuitive consiste à étendre les principes de base des méthodes bidimensionnelles, pour résoudre le problème de la reconstruction volumique ^[43]. La méthode de rétroprojection filtrée 3D est également composée de deux étapes essentielles :

- un filtrage de chaque projection 2D par un filtre 2D (filtre de Colsher), qui a le même objectif que le filtre rampe ^[16] ;
- une rétroprojection dans le volume des projections filtrées selon les différents angles de mesure.

En réalité, des étapes supplémentaires doivent être effectuées, puisque l'algorithme 3D RP requiert que les projections 2D soient complètes suivant toutes les incidences ^[25]. Or, les projections 2D mesurées pour des angles

0° sont tronquées (fig 12). Cela signifie qu'un traitement préalable doit être mis en œuvre afin de compléter les données manquantes. Celles-ci sont déterminées à partir d'une reconstruction 2D des sinogrammes mesurés avec des angles

= 0°.

Le nombre des éléments de projection ainsi que la succession de l'ensemble de ces étapes, entraîne des temps de reconstruction très longs, qui étaient incompatibles avec les exigences cliniques et les ressources informatiques disponibles ces dernières années. Cependant, l'arrivée de stations informatiques plus puissantes permet d'envisager actuellement la généralisation des algorithmes de reconstruction 3D, y compris au sein de processus itératifs 3D.

Les algorithmes de réarrangement ont été développés pour bénéficier des avantages du mode de mesure 3D, tout en s'affranchissant des algorithmes de reconstruction 3D. L'objectif de ces techniques est d'estimer un sinogramme droit, c'est-à-dire correspondant à un angle d'inclinaison

= 0°, à partir d'un ensemble de sinogrammes obliques (

0) (fig 13). Les données réarrangées sont, dans un deuxième temps, reconstruites par des algorithmes de reconstruction bidimensionnelle rapides et bien maîtrisés.

Différentes méthodes ont été proposées successivement pour effectuer le réarrangement des données : l'algorithme SSRB (single slice rebinning), l'algorithme MSRB (multislice rebinning) et l'algorithme de FORE (Fourier rebinning) ^[24,^55].

L'algorithme SSRB consiste à déterminer la nouvelle position z' à partir de la différence des plans des deux détecteurs. Cette méthode, simple et rapide, entraîne des défauts de réarrangement importants pour les tomographes caractérisés par un angle

grand et pour des sources excentrées.

Contrairement à l'algorithme SSRB, le réarrangement selon la méthode MSRB répartit la ligne de réponse sur les différents sinogrammes droits situés entre les détecteurs d₁ et d₂.

Le réarrangement dans le plan de Fourier (FORE) est actuellement la méthode la plus largement utilisée en routine clinique, du fait de son fonctionnement satisfaisant, jusqu'à des incidences

de l'ordre de 15°. Contrairement aux méthodes précédentes, le calcul du nouveau plan de coupe z' n'est pas effectué dans le domaine spatial. Pour y parvenir, il est nécessaire de calculer les transformées de Fourier 2D de chacun des sinogrammes obliques, et d'appliquer le principe fréquence-distance, pour déterminer le niveau z' du sinogramme droit correspondant. Toutes ces opérations se traduisent par des temps de calcul plus longs. Cependant l'utilisation du principe fréquence-distance entraîne la supériorité du réarrangement FORE par rapport aux méthodes précédentes.

L'algorithme FORE, combiné à une reconstruction itérative du type OSEM (ordered subset expected minimisation), constitue la méthode la plus largement utilisée en TEP pour les acquisitions corps entier. Cette solution permet la reconstruction rapide des données mesurées en mode 3D, et réduit les artefacts en étoile souvent observés en rétroprojection filtrée.

Le mode d'acquisition 3D, par rapport au mode 2D, entraîne une augmentation importante de la sensibilité du système, qui permet une diminution des activités injectées et/ou une réduction de la durée des examens. Mais du fait de l'absence des septas, le taux d'événements diffusés et aléatoires observés en mode 3D est significativement plus élevé qu'en mode 2D. Par ailleurs et compte tenu du taux d'événements parasites, l'obtention d'une image de qualité en mode 3D nécessite la correction des événements aléatoires et diffusés.

En résumé, le mode d'acquisition 2D était systématiquement utilisé sur les TEP construits avant les années 1990, principalement pour s'affranchir des difficultés de la reconstruction tridimensionnelle et des méthodes de correction à mettre en œuvre. Lorsque ces différents aspects ont été maîtrisés, les constructeurs ont proposé des TEP équipés de septa rétractables. Ces appareils, équipés de cristaux de BGO, permettent la réalisation d'examens 2D ou 3D en fonction du souhait de l'utilisateur et du protocole d'acquisition sélectionné. Depuis quelques années, certains constructeurs commercialisent des appareils fonctionnant exclusivement en mode 3D. C'est en particulier le cas des TEP équipés de nouveaux scintillateurs (LSO, GSO), qui sont caractérisés par une meilleure résolution en énergie et une bonne résolution temporelle qui permettent de réduire le taux d'événements parasites.

L'objectif de ce chapitre est d'expliquer les différentes étapes qui permettent d'accéder à une image fidèlement représentative de la distribution radioactive au sein du patient. Les images obtenues en TEP résultent d'un comptage des coïncidences détectées. Du fait des phénomènes physiques (diffusion Compton et atténuation) et des caractéristiques de l'appareillage (événements aléatoires et résolution spatiale), l'information recueillie dans les projections est biaisée, puisqu'elle ne correspond pas à l'intégrale des événements émis dans la ligne de réponse. Ces pertes d'information sont variables en fonction de la position des sources dans le champ de vue et au sein du patient. Elles empêchent la comparaison des fixations mesurées en ces différentes positions. La compréhension des phénomènes physiques et leurs corrections permettent d'obtenir une image représentative de la distribution du traceur au sein de l'organisme.

L'étape suivante consiste à quantifier les images TEP. L'objectif est de déterminer, à partir des images, la concentration radioactive de chaque pixel. Cette information, intégrée dans des modèles mathématiques plus ou moins complexes, permet de quantifier des paramètres physiologiques (consommation de glucose, nombre de récepteurs...).

La première partie de ce chapitre est consacrée à la correction des différents phénomènes physiques, indispensable pour la mise en œuvre de la quantification, qui est ensuite présentée.

Une source de bruit, propre à la détection en coïncidence, est la mesure d'événements aléatoires ou fortuits, qui correspond à la mesure de deux photons issus de deux annihilations différentes mais qui arrivent pendant la même fenêtre temporelle. L'information spatiale véhiculée par cette mesure est incorrecte (fig 3). Le taux de coïncidences aléatoires dépend linéairement de la fenêtre temporelle d'acquisition, donc de la rapidité du scintillateur, et croît comme le carré de la radioactivité présente dans le champ de vue.

Il introduit, dans les données mesurées, un niveau de bruit qui doit être pris en compte ^[34]. En première approximation, la distribution des coïncidences aléatoires est considérée uniforme dans le champ de vue.

Le taux de coïncidences aléatoires est très variable en fonction des conditions d'acquisition et de la conception des TEP :

- plus la fenêtre de coïncidence est large, plus le nombre d'événements fortuits augmente ;
- il est nettement plus important en mode 3D qu'en mode 2D ;
- il augmente avec le carré de l'activité dans le champ de vue.

La caractérisation des TEP inclut des mesures en taux de comptage qui permettent, entre autres, de déterminer la fraction des coïncidences aléatoires pour différentes géométries et pour une large gamme d'activité.

Pour donner un ordre de grandeur, en mode 3D corps entier et pour des TEP équipées d'un cristal de BGO, la fraction des coïncidences aléatoires peut atteindre 50 % des événements mesurés.

La correction de ce phénomène s'effectue par la soustraction des coïncidences aléatoires. La contamination due aux coïncidences fortuites est estimée par l'une de ces trois méthodes :

- les coïncidences fortuites peuvent être directement mesurées dans une fenêtre temporelle décalée (delay window). En effet, la probabilité de détecter de telles coïncidences est uniforme au cours du temps, puisqu'elles ne sont pas corrélées à l'annihilation d'un seul positon, mais résultent de l'annihilation de deux positons. Cette technique est la plus largement utilisée, et présente l'avantage de mesurer la distribution spatiale des coïncidences aléatoires ;
- elles peuvent être indirectement estimées à partir du nombre total de photons détectés par chaque détecteur. Dans ce cas, on utilise la relation :

F_{d1, d2} = S_d1 S_d2 2

où F_{d1, d2} est le taux de coïncidences fortuites de la ligne de réponse entre les détecteurs d₁ et d₂, S_d est le taux de photons détectés par le détecteur d, et 2

est la largeur de la fenêtre de coïncidence ;

- elles peuvent être aussi corrigées en soustrayant un niveau constant, qui est estimé à partir de la distribution des coïncidences dans les projections, en dehors du patient. Cette méthode relativement simple à mettre en œuvre, ne s'adapte pas aux variations locales des taux d'événements aléatoires observés dans des géométries complexes.

L'estimation des coïncidences fortuites est ensuite soustraite pour chaque ligne de réponse. Cette soustraction se traduit par une majoration du bruit au niveau des projections. Il est possible de filtrer le sinogramme des événements fortuits pour réduire les fluctuations statistiques.

La diffusion Compton entraîne une perte d'énergie et un changement de direction du photon incident. Ce changement de trajectoire fausse l'image, puisque la ligne de réponse détectée n'est plus corrélée à son lieu d'émission (fig 3). Outre un changement dans la direction d'incidence du photon, la diffusion Compton d'un photon se traduit par une perte d'énergie. Une partie de ces coïncidences que l'on appelle coïncidences diffusées est éliminée en n'acceptant que les photons dont l'énergie, estimée par le détecteur, est compatible avec 511 keV. Malheureusement, la discrimination entre photons diffusés et photons non diffusés est difficile, du fait de la médiocre résolution en énergie des détecteurs à scintillation (15 à 20 % typiquement pour les systèmes commerciaux actuels). En mode 2D, environ 10 % des coïncidences détectées impliquent au moins un photon diffusé ; en mode 3D, ce taux peut excéder 50 %. Au niveau des images, cela se traduit par une diminution du contraste, du rapport signal sur bruit, par une perte en résolution spatiale et une modification du nombre d'événements comptés par pixel.

C'est certainement l'effet le plus difficile à corriger en TEP, surtout en mode d'acquisition 3D, en raison de l'influence de l'activité en dehors du champ de vue et de la résolution en énergie relativement médiocre des détecteurs.

On distingue trois catégories parmi les techniques de correction de cet effet.

Le premier type de techniques utilise l'information en énergie en combinant des données acquises dans au moins deux fenêtres en énergie ^[1]. Ces méthodes validées dans des centres de recherches n'ont pas connu de développements sur des systèmes commerciaux, ceci en raison de la nécessité d'ouvrir plusieurs fenêtres en énergie, et des exigences en termes de calibration en énergie.

D'autres techniques exploitent l'information spatiale de localisation erronée des coïncidences diffusées ^[8]. Ces méthodes offrent l'avantage d'offrir un calcul simple et rapide de la distribution du diffusé, valable dans le cas où l'activité est répartie dans tout l'objet. En revanche, ces algorithmes ne s'adaptent pas aux distributions complexes et à l'activité en dehors du champ de vue. Sur certains systèmes commerciaux, une correction de bruit de fond réalise la soustraction simultanée des événements diffusés et aléatoires.

Les dernières méthodes se basent sur un calcul direct de la distribution du diffusé pour un patient donné, à partir de la section efficace de Klein-Nishina ^[62] ou de simulations Monte Carlo. Ces méthodes sont assez précises. En effet, l'information sur la détection de coïncidences diffusées provenant de sources radioactives en dehors du champ de vue des détecteurs est présente dans les acquisitions en corps entier. Elle présente en outre l'avantage de limiter le volume des données acquises par rapport aux acquisitions réalisées dans plusieurs fenêtres en énergie, et s'exécute en un temps compatible avec une reconstruction des données en oncologie. Ce type de méthode est actuellement mis en œuvre sur des systèmes commerciaux.

L'effet de volume partiel est la conséquence de la résolution spatiale limitée et de l'échantillonnage choisi. Cet effet induit une sous-estimation de la concentration dans les petites structures (spill-out effect) puisqu'une partie de l'activité se trouve située en dehors de la structure du fait de la résolution spatiale du système. En dehors de la structure, l'effet de volume partiel entraîne une surestimation des concentrations due à la contamination des structures voisines (spill-over effect). Les biais de quantification observés sont fortement dépendants de la taille des lésions et de la résolution spatiale du système. L'effet de volume partiel se traduit par une sous-estimation des concentrations radioactives mesurées pour toutes les lésions dont la taille est inférieure à deux ou trois fois la résolution spatiale du système ^[35].

La méthode la plus simple pour prendre en compte ce phénomène consiste à multiplier les valeurs des concentrations déterminées au moyen d'une région d'intérêt, par un facteur de recouvrement qui dépend de la taille des lésions. Les coefficients de recouvrement sont mesurés au moyen d'un fantôme contenant des sphères remplissables de différents diamètres. Le rapport entre les concentrations restituées et les concentrations réelles fournit des coefficients de recouvrement qui sont ensuite appliqués pour corriger les comptages mesurés au sein d'une région d'intérêt.

La démarche pratique pour l'obtention d'une concentration radioactive corrigée de l'effet de volume partiel est la suivante :

- mesure de la concentration radioactive au moyen d'une région d'intérêt ;
- estimation de la taille de la lésion si possible au moyen d'une image anatomique (TDM ou imagerie par résonance magnétique [IRM]) afin de connaître le facteur de correction à appliquer ;
- multiplication de la concentration par le facteur de correction approprié.

Du fait de sa simplicité, cette technique est largement utilisée pour obtenir des comptages corrigés de l'effet de volume partiel. En revanche, cette méthode ne modifie pas l'image et ne permet pas d'améliorer la détection des lésions.

Plusieurs méthodes de correction de l'effet de volume partiel ont été proposées dans le but d'améliorer l'image TEP.

L'approche la plus ancienne est basée sur la déconvolution de l'image par la fonction de réponse du tomographe. Cette technique est difficile à mettre en œuvre, du fait de l'amplification du bruit due à la restauration des fréquences spatiales élevées. Pour éviter ce phénomène, l'opération de déconvolution est limitée aux fréquences intermédiaires et ne permet pas une restauration complète de l'information.

Le deuxième type d'approche s'effectue dans le domaine spatial (en opposition au domaine de Fourier). Ces techniques supposent que l'image d'une distribution radioactive peut être traitée comme un système linéaire. Connaissant la fonction de réponse de l'imageur dans le domaine spatial, et les contours des objets fixants (au moyen d'une image anatomique recalée), il est possible de restituer une image corrigée de l'effet de volume partiel. La précision de ces techniques de correction repose sur l'exactitude de recalage entre les données du TEP et de la modalité d'imagerie anatomique (IRM ou TDM) et de la segmentation des contours à partir de l'imagerie anatomique. L'arrivée des caméras TEP/TDM ne peut que faciliter le développement de ce type de correction en pratique clinique.

Une proportion importante des photons de 511 keV est atténuée par les tissus du patient. L'atténuation est un phénomène non isotrope dans l'organisme, qui varie en fonction de la composition et de l'épaisseur des milieux traversés, ainsi que de l'énergie des photons. Les images obtenues en TEP, en l'absence de correction du phénomène d'atténuation, sous-évaluent les fixations profondes. Une correction doit être mise en œuvre pour restituer une image représentative de la distribution du traceur. Pour y parvenir, une mesure de transmission, réalisée avec une source externe, permet de connaître la distribution des coefficients d'atténuation au sein du patient. Pour limiter la durée d'examen et éviter des problèmes de repositionnement, il est souhaitable d'effectuer la mesure de transmission au moment de la mesure des images d'émission. Plusieurs méthodes sont employées pour réaliser des mesures de transmission, elles utilisent des sources de germanium 68 (⁶⁸Ge), de césium 137 (¹³⁷Cs) ou des rayons X. Le temps de mesure peut être réduit et compensé par des traitements informatiques adaptés. Ces derniers exploitent des techniques de segmentation des structures d'atténuation différentes, à partir des images de transmission bruitées et/ou biaisées ^[73,^74,^85]. La valeur correcte du coefficient d'atténuation linéaire à 511 keV est alors affectée à chaque structure.

L'utilisation de plusieurs sources linéaires de ⁶⁸Ge est la méthode la plus ancienne à avoir été employée pour les mesures de transmission. La concentration des sources radioactives doit être assez élevée, pour obtenir une statistique de comptage importante dans un temps relativement court, sans toutefois saturer le détecteur. La mesure est réalisée en mode d'acquisition 2D, en présence des collimateurs intercoupes, afin de limiter le temps mort des détecteurs et l'enregistrement de coïncidences diffusées provenant des sources radioactives distribuées en dehors du plan de coupe. L'usage de sources radioactives de forte intensité ne peut être envisagé sur les tomographes purement 3D. L'avantage de ce mode réside dans le fait que les mesures de transmission sont effectuées à 511 keV. De plus, la détection en coïncidence réalise une collimation électronique qui limite l'enregistrement d'événements de transmission ayant subi une diffusion Compton. En revanche, lors de mesures réalisées en présence d'activité dans le patient, il est nécessaire de disposer d'une technique permettant la correction de la contamination des événements d'émission, au sein de la mesure de transmission.

Les mesures de transmission en mode simple photon sont généralement réalisées au moyen d'une source de ¹³⁷Cs, et nécessitent une électronique et des traitements spécifiques ^[6]. D'un point de vue économique et contrairement aux sources de ⁶⁸Ge (9 mois), la période du ¹³⁷Cs (30 ans) permet de conserver la source de transmission pendant la durée de vie du tomographe. D'un point de vue physique, le mode d'acquisition simple photon à 662 keV permet d'augmenter la sensibilité du système, comparé au mode de détection en coïncidence, et d'obtenir en un temps limité une information moins bruitée. Il nécessite une électronique rapide et adaptée à la mesure des photons de 662 keV. Les données de transmission étant acquises en présence d'activité dans le champ de vue, il est nécessaire de tenir compte de la contamination des événements de 511 keV enregistrés dans la fenêtre de 662 keV. L'importance de cette contamination dépend essentiellement de la résolution en énergie du scintillateur. Ceci explique pourquoi ce mode de transmission fonctionne de manière satisfaisante sur les caméras caractérisées par une bonne résolution en énergie (NaI, GSO). Les données ainsi mesurées font ensuite l'objet d'une segmentation, avant d'être utilisées dans les programmes de reconstruction.

La distribution des coefficients d'atténuation peut aussi être mesurée au moyen d'un examen TDM réalisé par des rayons X. La possibilité de coupler un TEP et un TDM a déjà été évaluée depuis de nombreuses années, à l'université de Pittsburgh. Actuellement, tous les constructeurs proposent des systèmes qui réalisent cette double acquisition. L'intérêt réside dans l'obtention d'une image de transmission de très bonne résolution spatiale dans un temps très bref, permettant de réduire la durée des examens. Ce gain en résolution dans l'image de transmission doit se traduire par une meilleure correction du phénomène d'atténuation au sein des petites structures atténuantes et hyperactives, qui ne sont pas « vues » par les mesures de transmission réalisées avec des sources radioactives ^[18]. Cependant, l'apport de cette acquisition TDM dépasse très largement le problème de la correction d'atténuation, puisqu'elle apporte en plus une localisation anatomique précise des lésions. La description et l'intérêt des machines hybrides TEP/TDM sont présentés dans un chapitre spécifique.

La correction d'atténuation en TEP, associée à la correction des autres phénomènes physiques, permet de comparer les niveaux de fixation des différentes lésions. Elle permet une meilleure visualisation des lésions profondes, et facilite la localisation des lésions, grâce à des images plus représentatives de la fixation du traceur au sein des différents organes : ceci est particulièrement marqué pour l'interface entre le foie et les poumons (fig 14). Par ailleurs, la correction d'atténuation constitue une étape essentielle pour la mise en œuvre de la quantification des études. Ceci est particulièrement important pour évaluer l'efficacité d'un traitement en cancérologie.

La connaissance précise de la quantité de traceur fixée par les différentes lésions doit permettre de fournir des indications quantitatives sur la fonction étudiée. Les problèmes pratiques liés à la quantification peuvent être répartis en deux catégories :

- l'exactitude de la mesure de la concentration radioactive, qui suppose la correction des différents phénomènes physiques afin d'obtenir une information réellement représentative de la distribution du traceur ;
- la corrélation entre le niveau de la fixation et la quantification d'une fonction biologique.

L'imagerie en TEP au ^18FFDG est une illustration particulièrement intéressante de ces différents aspects. Les fixations sont assez couramment exprimées en standardized uptake value (SUV) qui constitue l'index quantitatif le plus largement utilisé en pratique clinique ^[65]. L'objectif des paragraphes suivants est de présenter d'une part la méthodologie nécessaire pour l'obtention des SUV, et d'autre part de présenter les principes physiques et physiologiques qu'il est nécessaire de connaître pour l'exploitation convenable de ces valeurs.

L'obtention d'une image corrigée des différents phénomènes physiques résulte d'un enchaînement de corrections et de calibrations, résumées sur la figure 15. La première étape est constituée par la soustraction des événements aléatoires de la mesure des données d'émission, puis par la correction du phénomène d'atténuation, en utilisant les données mesurées en transmission. Les coïncidences diffusées peuvent être estimées et corrigées au sein de cette même étape. L'ensemble de ces corrections permet d'accéder à une quantification relative de l'image. L'intérêt de la quantification relative réside dans la possibilité de comparer, de manière satisfaisante, les différentes fixations au sein du volume exploré. Son inconvénient provient de la difficulté d'obtenir des valeurs quantitatives qui permettent de suivre l'efficacité d'un traitement anticancéreux ou de comparer des résultats entre plusieurs individus.

L'obtention d'une quantification absolue requiert une calibration du tomographe, qui est généralement effectuée au moyen de la mesure d'un fantôme cylindrique, dont la concentration radioactive est parfaitement connue. Les données mesurées sont ensuite corrigées de l'ensemble des phénomènes physiques. Le facteur d'étalonnage de la caméra est alors déterminé, au moyen d'une région d'intérêt centrée sur le cylindre, en comparant le nombre de coups/pixel à la concentration radioactive (kBq/mL), connue par le remplissage du fantôme. Le passage de la quantification relative à la quantification absolue s'effectue grâce à la connaissance du facteur d'étalonnage, qui permet de convertir les coups/pixel en kBq/mL. Il est important de souligner que la quantification absolue ne signifie pas que les concentrations mesurées soient parfaitement justes, ni que tous les effets soient parfaitement corrigés, mais seulement que l'on connaît une relation d'étalonnage entre la mesure et une référence.

En pratique clinique, la concentration radioactive, exprimée en kBq/mL en chaque point de l'image est moins utile qu'une normalisation de cette valeur, qui tienne compte de l'activité injectée et de la morphologie du patient. Le calcul des standardized uptake value (SUV) effectue une normalisation de ce type, basée sur le rapport entre la fixation du traceur et la dilution homogène du traceur dans le volume du patient selon la formule suivante :

où la fixation, exprimée en Bq/mL, correspond à l'image quantifiée de manière absolue ; les termes du dénominateur correspondent respectivement à l'activité au moment de la mesure et au volume du patient. Pour plus de commodité, le volume du patient est généralement remplacé par son poids, en supposant une densité moyenne de 1. En résumé, une valeur de SUV égale à 1 signifie que l'activité est diluée de manière uniforme dans le volume. Une valeur de 10 dans une lésion signifie que cette fixation est 10 fois supérieure à la dilution uniforme du traceur.

Pour les nombreux types de tumeurs fixant le FDG, la captation du traceur est corrélée à la prolifération des cellules tumorales, et est également associée au nombre de cellules viables. Donc, une réduction de la fixation consécutive à un traitement rend compte de l'altération du métabolisme et du taux de destruction des cellules tumorales. La possibilité de mesurer la valeur SUV d'une lésion permet de disposer d'une information quantitative qui peut être utilisée pour :

- comparer l'intensité de la fixation par rapport à une population de patients ;
- évaluer la réponse thérapeutique (fig 16).

Ces comparaisons, pour être valides, doivent s'appuyer sur un protocole de réalisation des examens bien déterminé, qui garantit des conditions physiologiques analogues. Il est également important que les hypothèses de normalisation utilisées pour la détermination des SUV soient relativement constantes quels que soient les individus et reproductibles dans le temps.

La préparation du patient, ainsi que le protocole de réalisation de l'examen, conditionnent la distribution du traceur au sein de l'organisme. Elles peuvent donc altérer la signification des valeurs SUV. Un délai de 60 à 90 minutes entre l'injection et le début de l'acquisition est généralement respecté. Ce délai résulte d'un compromis entre le temps nécessaire pour atteindre le plateau de fixation pour les lésions tumorales, et la décroissance du traceur. La réponse thérapeutique évaluée par plusieurs examens TEP successifs nécessite, pour rester valide, de conserver un délai constant, en faisant l'hypothèse que le temps pour atteindre le plateau de fixation ne soit pas modifié par la thérapie. Or, l'étude de Hamberg ^[31] met en évidence une variété importante de la vitesse de captation du FDG par les tumeurs entre les patients, mais également, pour un même sujet, entre des examens réalisés à différents stades du suivi thérapeutique.

La glycémie est un autre facteur qui influe directement sur la fixation du FDG, et donc sur les valeurs SUV ^[49]. Si la glycémie est trop élevée, on observe une rétention plus faible du FDG dans les tissus. Pour s'affranchir de ces problèmes, le patient non diabétique doit être à jeun depuis 6 heures.

Par ailleurs, le métabolisme du glucose est différent entre les tissus adipeux et les autres tissus mous, entraînant une fixation différentielle du ^18FFDG au sein de l'organisme. Une perte de poids lors d'un traitement peut se traduire par une diminution des valeurs SUV qui n'est pas le reflet d'une diminution du nombre de cellules viables. D'autres normalisations ont donc été proposées ^[72,^76], dont l'une se base sur la surface corporelle du patient (surf) :

où la surface est déterminée en employant des formules empiriques qui prennent en compte le sexe, le poids (P) et la taille des patients (h).

Une autre normalisation basée sur la masse maigre du patient a également été proposée, où l'on obtient le SUV de la manière suivante :

Où :

- la masse maigre d'une femme (kg) = 1,07 P - 148 (P/h)²;
- la masse maigre d'un homme (kg) = 1,10 P - 120 (P/h)².

Selon les auteurs, ces deux normalisations fournissent des valeurs SUV qui restent valides indépendamment des variations de poids des patients.

La quantification SUV se limite à un index de dilution du traceur au sein de l'organisme. L'obtention d'un paramètre physiologique, métabolisme cellulaire du glucose ou densité des récepteurs, est déterminée par une approche méthodologique particulière. La cinétique d'un traceur peut être décrite au moyen d'un modèle compartimental. Ce type de méthode synthétise les informations relatives à un processus biologique sous forme de compartiments et de taux d'échange entre les compartiments ^[84]. Les compartiments correspondent soit à une étape du métabolisme du traceur, soit à une étape de la fixation du traceur à une molécule. La cinétique du traceur est décrite par des équations différentielles du premier ordre. On considère en général que les taux d'échange entre les compartiments sont des constantes qu'il s'agit d'identifier. La résolution des équations et l'identification des constantes exigent le plus souvent de connaître la concentration du traceur dans le plasma artériel au cours du temps. Ceci signifie que pour la mise en œuvre de ces méthodes, il est nécessaire d'effectuer des prélèvements artériels et de réaliser des acquisitions dynamiques. Ces contraintes sont difficilement conciliables avec la pratique clinique.

Les TEP sont très divers dans leur conception : choix du scintillateur, configuration des détecteurs. Aussi, la standardisation des procédures de tests et des contrôles de qualité n'est pas aisée. Cependant, depuis de nombreuses années, les procédures NEMA (1994) et (1999) ^[59,^60] se sont imposées et permettent d'évaluer les performances d'un système par rapport aux autres. Ces procédures peuvent cependant être réparties suivant :

- les performances évaluées avant la reconstruction, qui caractérisent les propriétés du détecteur ;
- les mesures sur l'image reconstruite, qui évaluent l'exactitude des procédures de reconstruction et de quantification. Compte tenu de la diversité des algorithmes, cet ensemble de caractéristiques est souvent dépendant des possibilités offertes par le constructeur ; et la comparaison entre les différents systèmes est souvent délicate.

Les caractéristiques essentielles d'un TEP sont la résolution spatiale et surtout les performances en taux de comptage.

La résolution spatiale décrit la capacité du système à séparer deux sources voisines. Ce paramètre dépend :

- de la distance parcourue par le positon entre le lieu d'émission et celui de la réaction d'annihilation ^[53] et du défaut de colinéarité des photons émis ;
- de la conception du TEP, en particulier de la taille des détecteurs élémentaires et du diamètre de l'anneau ;
- de l'échantillonnage des sinogrammes et des coupes reconstruites ;
- des méthodes de reconstruction, en particulier des filtres de reconstruction utilisés, qui effectuent un compromis entre la résolution spatiale et le bruit.

La première composante est généralement négligeable vis-à-vis des autres paramètres, pour les TEP conçus pour l'exploration humaine. En revanche, la conception des appareils dédiés à l'imagerie du petit animal vise à réduire la taille des détecteurs élémentaires et le diamètre de l'anneau, afin de s'approcher au plus près de la résolution intrinsèque liée au mode de désintégration. Des résolutions spatiales inférieures à 2 mm sont ainsi obtenues sur des prototypes développés dans des centres de recherches.

D'un point de vue pratique, la résolution spatiale est déterminée au moyen d'une source linéaire ou ponctuelle dans l'air (NEMA, 1994 et 1999) ou au sein d'un milieu diffusant (EEC, 1991). Elle est définie comme la largeur à mi-hauteur (FWHM) du profil d'activité. La largeur au dixième de la hauteur (FWTM) renseigne sur les queues de distribution. Cette mesure doit être effectuée dans les conditions d'échantillonnage les plus fines autorisées par le système. Les mesures de résolution sont effectuées pour différentes positions dans le champ de vue. Ce paramètre est souvent évalué après reconstruction, mais dans ce cas, le filtre et la méthode de reconstruction doivent être notifiés.

Les valeurs obtenues dépendent de la taille des cristaux, de la génération du tomographe et de l'isotope employé. En fonction des systèmes et pour le ¹⁸F, la résolution spatiale (FWHM) varie de 5 à 8 mm en l'absence de filtre, et de 7 à 10 mm avec les filtres utilisés en situation clinique.

Le comportement d'un TEP en taux de comptage constitue une des caractéristiques essentielles de l'instrument de mesure. En effet, l'obtention d'une image résulte de la reconstruction des projections mesurées. La valeur de chaque pixel du sinogramme (ou élément de projection) correspond à un comptage pendant la durée d'acquisition. Le bruit propre à chaque mesure élémentaire est déterminé par la loi de Poisson. Les fluctuations statistiques sont inversement proportionnelles à la densité d'événements mesurés. De plus, seule une fraction des coïncidences mesurées correspond à la détection d'événements vrais.

Le comportement d'un TEP en taux de comptage est représenté par le nombre et le rapport entre les coïncidences vraies (signal utile) et les événements aléatoires et diffusés (bruit). Le rapport entre le signal utile et le bruit peut être estimé par le calcul d'un paramètre global, le noise equivalent count (NEC) ^[75]. Cet index représente le taux de comptage équivalent d'un système où les coïncidences fortuites et diffusées seraient complètement éliminées à l'acquisition. Il équivaut au rapport signal sur bruit défini au moment de l'acquisition des données, mais n'intègre pas les amplifications de bruit dues à la reconstruction ^[37]. Le maximum de cette courbe fournit le meilleur rapport entre les différents types d'événements mesurés et permet de déterminer la plage d'activité optimale pour l'utilisation d'un TEP.

Les performances en taux de comptage d'un appareil résultent essentiellement de la conception du système et du mode de mesure. L'idéal est de disposer d'un scintillateur dense, rapide et résolu en énergie, qui permet respectivement d'optimiser la sensibilité de détection, tout en limitant le nombre de coïncidences aléatoires et diffusées. Par ailleurs, le mode d'acquisition 3D permet une amélioration importante de la sensibilité, mais se traduit également par une augmentation du taux de coïncidences parasites. De plus, la distribution spatiale de la radioactivité influe sur la réponse du détecteur. Ceci est particulièrement important en mode 3D, où les sources situées à l'extérieur du champ de vue entraînent une augmentation du taux d'événements diffusés et aléatoires. Il apparaît donc que les performances en taux de comptage d'un appareil sont un critère global, qui résulte de la conception générale du détecteur et de son électronique.

Les performances en taux de comptage sont mesurées au moyen de deux fantômes différents, qui permettent d'estimer le comportement d'un TEP pour les examens cérébraux et pour les examens corps entier :

- l'emploi d'un cylindre de 20 cm de diamètre et de 20 cm de long permet de se rapprocher des conditions rencontrées lors des explorations cérébrales. Dans ce mode de mesure, l'activité en dehors du champ de vue a une influence relativement faible sur les taux de comptage mesurés. Cette procédure est réalisée avec le fantôme préconisé par les normes NEMA de 1994 ^[59] ;
- l'utilisation d'un cylindre de 70 cm de long, préconisée par les nouvelles normes NEMA ^[60], permet d'estimer les performances en taux de comptage en présence d'activité en dehors du champ de vue. Ces conditions expérimentales sont plus proches des acquisitions corps entier, caractérisées par des organes fortement radioactifs en dehors du champ de vue (vessie et cerveau).

Le principe des mesures consiste à remplir le fantôme avec une concentration radioactive suffisamment importante, de façon à saturer le détecteur. Des acquisitions sont effectuées à intervalles réguliers, pendant quatre ou cinq périodes radioactives, afin d'étudier la réponse du TEP pour une gamme étendue d'activité. Les taux de coïncidences vraies, diffusées et aléatoires sont déterminés pour chacun des points de mesures. Le rapport entre le signal utile et le bruit est estimé par le calcul du NEC.

La figure 17 présente les performances en taux de comptage de la caméra C-PET™ (Philips Adac) mesurées au moyen d'un cylindre de 20 cm de diamètre et de 20 cm de longueur uniformément rempli de ¹⁸F ^[1]. L'allure des différentes courbes est relativement constante d'un système à un autre, en revanche les échelles en taux de comptage et en concentration radioactive peuvent être très variables en fonction des systèmes étudiés. L'objet de ce paragraphe est d'analyser en détail les différentes courbes, afin d'illustrer l'importance des performances en taux de comptage.

L'évolution du nombre total de coïncidences mesurées met en évidence un écart entre les événements mesurés et la relation linéaire extrapolée à partir des valeurs de concentrations faibles. Cet écart, de plus en plus important lorsque la concentration radioactive est élevée, s'explique par la saturation du détecteur. Ce phénomène résulte de la détection de deux photons gamma pendant la durée d'intégration au niveau d'un détecteur élémentaire. Cet effet d'empilement revient à ne mesurer qu'un événement d'une énergie égale à la somme des deux photons, qui est donc rejeté au niveau de la fenêtre en énergie. Pour des activités importantes dans le champ de vue, le phénomène d'empilement devient majoritaire, ce qui entraîne une chute globale des performances en taux de comptage du système. La saturation d'un système dépend :

- de la durée d'intégration, d'où l'importance d'un scintillateur rapide et caractérisé par une émission de lumière abondante ;
- de la surface de la zone de détection élémentaire ou du bloc de détection dans laquelle peuvent se produire les effets d'empilement.

Pour une analyse plus fine des performances en taux de comptage, il est nécessaire de décomposer les coïncidences mesurées en coïncidences vraies et en coïncidences parasites : les diffusées et les aléatoires.

Le taux d'événements aléatoires est fonction de la durée de la fenêtre de coïncidence et du carré de l'activité dans le champ de vue. Le taux de coïncidences aléatoires peut être négligé pour des concentrations radioactives très faibles. En revanche, celui-ci peut être du même ordre de grandeur que les coïncidences vraies pour des activités plus élevées. La meilleure technique pour réduire le taux d'événements aléatoires réside dans l'emploi d'une fenêtre temporelle brève, ce qui ne peut se concevoir que pour des scintillateurs rapides.

La fraction d'événements diffusés par rapport aux événements vrais est constante, quelle que soit la concentration radioactive. L'importance relative de ce phénomène résulte de la résolution en énergie et de la largeur de la fenêtre spectrométrique du TEP.

La courbe NEC est obtenue en combinant les différents taux de comptage. Cette courbe passe par un maximum pour lequel le rapport signal sur bruit est optimal. À partir de cette concentration radioactive, il est possible de déterminer les activités à injecter au patient permettant d'utiliser au mieux les propriétés en taux de comptage d'un système.

L'analyse des performances en taux de comptage permet de comparer les différents systèmes et de distinguer les différentes catégories de tomographes. Comme cela a été présenté dans les paragraphes précédents, un des index les plus pertinents pour effectuer cette comparaison est sans doute la courbe NEC, puisqu'elle résulte d'une combinaison des différents taux de comptage. La figure 18 présente les courbes NEC de plusieurs systèmes caractérisés par des conceptions radicalement différentes.

Ce graphique met en évidence l'écart de sensibilité entre les gamma-caméras en coïncidence et les TEP dédiés. Les faibles performances des gamma-caméras en coïncidence s'expliquent par l'utilisation d'un cristal de NaI(Tl) d'une épaisseur inférieure à 19 mm, et par un angle solide de détection assez réduit. Les TEP équipés de six détecteurs de NaI(Tl), répartis en anneau autour du patient, entraînent une augmentation du maximum de la courbe NEC d'un facteur 10 par rapport aux systèmes précédents. Le phénomène de saturation, pour les systèmes constitués de détecteurs plans de NaI(Tl), se produit pour des concentrations relativement faibles, en raison de la grande surface de détection. Les TEP conçus à partir de détecteurs blocs sont moins sensibles aux phénomènes d'empilement. De plus, la forte densité du cristal BGO permet d'obtenir des performances en taux de comptage supérieures aux systèmes NaI(Tl).

L'emploi de nouveaux scintillateurs plus rapides, tels que le LSO, entraîne une diminution des durées d'intégration et une réduction de la fenêtre de coïncidence. Il en résulte une augmentation des performances en taux de comptage, qui permet de travailler avec des concentrations radioactives plus élevées. Ceci est illustré par la figure 19, qui compare les performances de deux systèmes selon le protocole NEMA 1999.

Les caractéristiques des détecteurs présentés dans les paragraphes précédents constituent les performances intrinsèques des appareils. Par ailleurs, l'analyse des examens en TEP repose sur des coupes tomographiques qui sont obtenues par une succession d'étapes : reconstruction des sinogrammes, correction des différents phénomènes physiques, mise en œuvre de la quantification. L'ensemble de ces traitements doit être contrôle. Pour y parvenir, les normes NEMA proposent des procédures particulières. Les principaux tests concernent l'uniformité des coupes reconstruites, la détectabilité des lésions, la qualité de la mesure de transmission ainsi que l'exactitude de la quantification.

Les résultats obtenus sont fortement influencés par les paramètres de reconstruction, eux-mêmes variables d'un système à l'autre. Le but de ces mesures est plus d'évaluer et d'optimiser les performances des algorithmes d'un tomographe que de permettre la comparaison rigoureuse des différents systèmes.

L'image d'un cylindre uniformément rempli de traceur permet d'évaluer l'uniformité de la concentration radioactive dans la coupe et le volume. Pour évaluer ce paramètre, il est recommandé de se mettre dans des conditions de faible taux de comptage : taux des coïncidences fortuites et temps mort du système négligeables. Toutes les corrections disponibles par le tomographe doivent être appliquées (correction du temps mort, des coïncidences aléatoires et diffusées, de l'atténuation).

Il est alors possible de calculer les défauts d'uniformité pour chaque coupe, ainsi que pour l'ensemble du volume. Pour s'affranchir des effets de volume partiel, les pixels au voisinage des contours du cylindre ne participent pas au calcul de l'uniformité.

Le but de ce test est de vérifier l'exactitude des coefficients d'atténuation mesurés par l'acquisition en transmission. Cette mesure s'effectue au moyen de trois cylindres de 50 mm de diamètre, constitués respectivement d'air, d'eau et de téflon® (atténuation équivalente à l'os), insérés dans le fantôme cylindrique de 20 cm de diamètre. Les coefficients d'atténuation de ces trois éléments, déterminés sur l'image de transmission, sont comparés aux caractéristiques d'atténuation des matériaux pour l'énergie considérée. Pour cette mesure, le cylindre simulant l'os peut également être rempli d'une solution liquide présentant un coefficient d'atténuation équivalent à celui de l'os ^[18]. En injectant une solution radioactive dans le cylindre de 20 cm de diamètre, il est alors possible d'étudier la qualité de la transmission et l'influence sur l'image d'émission corrigée de l'atténuation.

Ce test présente l'intérêt d'évaluer la détectabilité du système, dans des situations proches de la clinique, où l'on cherche à détecter des hyperfixations de taille et d'intensité modérées incluses dans un bruit de fond. Pour ce test, les hyperfixations et les hypofixations correspondent à six sphères remplissables, dont les diamètres internes varient de 10 à 37 mm (10, 13, 17, 22, 28, 37 mm). Ces sphères sont insérées dans un fantôme uniformément rempli d'une solution radioactive. Les deux plus grandes sphères (28 et 37 mm) sont remplies d'eau non radioactive (sphères non fixantes) et les quatre plus petites d'une concentration radioactive n fois plus forte que celle du fantôme. Le facteur n peut varier de 3 à 8, pour simuler des hyperfixations plus ou moins intenses. L'analyse consiste à calculer la restitution de contraste pour chacune des sphères. Ce paramètre est le rapport entre le contraste mesuré dans l'image et le contraste réel mis dans le fantôme.

Du fait des corrections d'atténuation, de diffusion et des coïncidences aléatoires, la plupart des TEP permettent, au moyen d'un étalonnage, d'accéder à une quantification absolue. Ceci signifie que chacun des pixels de l'image peut être exprimé en unité de concentration radioactive (kBq/mL). L'objectif de ce test est de vérifier la corrélation entre les concentrations mesurées et les concentrations réelles. Ces mesures sont menées avec le cylindre équipé des inserts cylindriques remplis d'une concentration supérieure au bruit de fond.

Principe et technique de la tomographie par émission de positons (TEP)

Introduction

Émetteurs de positons

Isotopes émetteurs de positons

Radioactivité + et détection des +

Détecteur en TEP

Description générale d'un TEP

Principes élémentaires de la détection

Choix du scintillateur

Caractéristiques d'atténuation

Caractéristiques de l'émission lumineuse

Information temps de vol

Conception du détecteur

Mode d'acquisition et reconstruction tomographique

Principe de base de la tomographie

Rangement des données en TEP : sinogramme

Systèmes multicoupes et mode d'acquisition bidimensionnel (2D)

Principes du mode d'acquisition 2D

Reconstruction en TEP 2D

Rétroprojection filtrée

Reconstruction itérative

Mode d'acquisition tridimensionnel (3D)

Principe du mode d'acquisition 3D en TEP

Sinogrammes en TEP 3D

Reconstruction en TEP 3D

Rétroprojection tridimensionnelle filtrée 3D (3D RP)

Réarrangement des données (ou rebinning)

Comparaison des modes 2D et 3D

Correction des phénomènes physiques et quantification des études

Coïncidences aléatoires

Position du problème

Ordre de grandeur

Soustraction des coïncidences aléatoires

Coïncidences diffusées

Position du problème

Méthodes de correction proposées

Effet de volume partiel

Position du problème

Correction sur les comptages. Coefficients de recouvrement

Corrections de l'image

Atténuation

Position du problème

Transmission au moyen d'un émetteur de positons : 68Ge

Transmission au moyen d'émetteur de simple photon : 137Cs

Transmission au moyen de rayons X

Impact de la correction d'atténuation

Mise en œuvre de la quantification

Mesure de la concentration radioactive

« Standardized uptake value »

Avantages et limites de la quantification SUV

Modèles compartimentaux

Performances d'un système et contrôle de qualité

Performances du détecteur

Résolution spatiale

Performances en taux de comptage

Importance de ce paramètre

Mesure des performances en taux de comptage

Analyse des courbes

Comparaison des systèmes

Exactitude de l'image reconstruite

Uniformité dans la coupe et dans le volume

Exactitude de la correction d'atténuation

Détectabilité

Exactitude de la quantification

Radioactivité ⁺ et détection des ⁺

Transmission au moyen d'un émetteur de positons : ⁶⁸Ge

Transmission au moyen d'émetteur de simple photon : ¹³⁷Cs