Philippe Ciuciu (CEA/SHFJ)

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1 Philippe Ciuciu (CEA/SHFJ)
Quantification en SPECT/PET Philippe Ciuciu (CEA/SHFJ) CEA/SHFJ

2 d‘Irène Buvat (CNRS, INSERM U678) Et de Régine Trébossen (CEA/SHFJ)
Cours préparé à partir des cours de Master de physique médicale, Univ. Paris Sud (Orsay) d‘Irène Buvat (CNRS, INSERM U678) Et de Régine Trébossen (CEA/SHFJ) CEA/SHFJ

3 Au delà des images : la quantification
X kBq/ml Deux types de quantification - Quantification absolue 1/ mesure de la concentration de radiotraceur au sein d’un organe (kBq/ml) 2/ mesure de volume - Quantification relative établir le rapport de concentration entre 2 régions (tumeur et tissus sains) Etablir la relation entre la valeur d’un pixel et la concentration de radiotraceur dans la région correspondante CEA/SHFJ

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

5 Obstacles à la quantification
Physiques atténuation, diffusion, fortuits (PET) Statistiques émission aléatoire des photons ou des positons Technologiques uniformité résolution spatiale limitée et non-stationnaire bruit de mesure temps mort Mouvements du patient : Physiologiques Involontaires La reconstruction tomographique permet d’obtenir des images dans n’importe quel plan de coupe. Un défi supplémentaire consiste à essayer d’extraire des informations quantitatives à partir des images, pour être capable d’estimer par exemple la concentration de radiotraceur dans une structure d’intérêt, ou encore le volume d’une région dont le métabolisme est anormal. Une partie du traitement du signal consiste donc à corriger des différents phénomènes qui entravent la quantification. Ces phénomènes sont répertoriés sur cette diapositive. Ils sont de différentes natures. On distingue les problèmes liés au patient, qui peut bouger pendant l’acquisition, ce qui introduit des artefacts et des erreurs quantitatives. Des problèmes statistiques entravent aussi la quantification : en effet, l’émission des photons gamma ou des positons est un phénomène aléatoire, auquel est donc associé une incertitude intrinsèque. Des phénomènes physiques doivent également être pris en compte : ce sont notamment l’atténuation et la diffusion sur lesquels on va revenir. Des problèmes technologiques peuvent aussi introduire des biais de quantification. Enfin, le problème de reconstruction tomographique peut entraîner lui même des biais quantitatifs. Algorithmiques reconstruction tomographique CEA/SHFJ

6 Le mouvement et ses conséquences
2 types de mouvements : fortuits physiologiques : cardiaque, respiratoire, … Respiration normale : mouvement d’amplitude de 1 à 3 cm, ~ x18 /mn SPECT cardiaque PET FDG pulmonaire avec flou cinétique « sans » flou cinétique Correction des mouvements fortuits en racourcissant la durée des examens pas de correction systématique des mouvements physiologiques Synchro cardiaque classique en PET/SPECT pour les examens cardiaques On tend vers la synchronisation respiratoire (notammebt PET oncologique pulmonaire) Illustration du mouvement et de ses conséquences en PET FDG pulmonaire : volume apparent des lésions augmenté de 10 % à + de 30% à cause du mouvement volume apparent des lésions augmenté de 10% à plus de 30% du fait du mouvement modification du rapport d’activité antérieure/latérale de ~25% valeur de fixation diminuée de 5% à plus de 100% Pitman et al, J Nucl Med 2002: Nehmeh et al, J Nucl Med 2002: CEA/SHFJ

7 Corrections de mouvements : état de l’art ?
Mouvements fortuits : tendre vers des examens plus courts Mouvements physiologiques : - pas de correction systématique - synchronisation cardiaque classique (TEP / TEMP) - vers la synchronisation respiratoire (notamment TEP oncologique pulmonaire) CEA/SHFJ

8 épaisseur d’atténuation moitié (EAM) à 140 keV
Atténuation en SPECT d N = N0 exp -(l) dl d * N0 Dépend du lieu d’émission sur la ligne de projection Dépend de la densité du milieu atténuant épaisseur d’atténuation moitié (EAM) à 140 keV poumons m = 0,04 cm-1 tissus mous m = 0,15 cm-1 os cortical m = 0,30 cm-1 Dépend de l’énergie des photons g : EAM dans l’eau Tc-99m (140 keV) EAM = 4,8 cm Tl-201 (70 keV) EAM = 3,6 cm cm En SPECT, la correction d’atténuation dépend de la position sur la ligne de projection ie du lieu d’émission sur la ligne de projection: nécessité de connaître la distribution d’activité et la distribution d’atténuation ; cm CEA/SHFJ

9 * Atténuation en PET N2 = Nb+ exp -(l) dl N1 = Nb+ exp -(l) dl
N1 N2 = Nb+2 exp -(l) dl = Nb+2 exp -(l) dl d1 d2 D Ne dépend pas du lieu d’émission sur la ligne de projection Dépend uniquement de l’atténuation intégrale sur d1+d2=D Dépend de la densité du milieu atténuant comme en SPECT Identique pour tous les émetteurs de positons puisque tous donnent lieu à des photons g de 511 keV A 511 keV, m = 0,096 cm-1 dans les tissus mous (m = 0,15 cm-1 à 140keV) Plus pénalisante en PET, car 2 photons doivent atteindre le détecteur En TEP, la correction d’atténuation est indépendante de la position sur la ligne de projection ie du lieu d’émission sur la ligne de projection, ne dépend uniquement de l’atténuation intégrale ; dépend de la densité du milieu atténuant comme en SPECT Pb plus préoccupant en TEP qu’en SPECT car 2 photons doivent atteindre le détecteur ; CEA/SHFJ

10 L’atténuation et ses conséquences
TEMP TEP sous-estimation de l’activité de plus de 70% non atténué atténué 230 241 27 14 images SPECT à gauche et PET FDG à droite Pour la SPECT comme pour le PET, perte d’un grand nombre de photons et donc conséquence directe : diminution du rapport signal sur bruit (PET cérébral nb d’événements détectés divisé par 5, et en PET cardiaque,, nb d’événements divisé par 10 à 20): Conséquences : quantification erronée Sans correction d’atténuation, on ne peut faire que de la quantification relative En SPECT et en PET : Atténuation inégale suivant la profondeur : nuisible à la détection des lésions profondes Artéfacts de la paroi inférieure en imagerie cardiaque pas de quantification absolue possible sans correction de l’atténuation dépend de la densité des tissus atténuants CEA/SHFJ

11 Corrections d’atténuation
Préalable à une correction efficace : mesure de la densité des tissus atténuants par un dispositif d’acquisition en transmission ou par TDM d reconstruction tomo N N = N0 exp -(l)dl N0 cartographie des  Corrections Modélisation de l’effet de l’atténuation dans le projecteur utilisé lors de la reconstruction itérative Multiplication des sinogrammes par des facteurs de correction C exacts avant reconstruction p = R f N2 m Mesures de la densité du milieu atténuant au moyen de dispositif de transmission Puis reconstruction de la cartographie d’atténuation Et ensuite, mise à l’échelle des coefficients de transmission d’un facteur C = mu_{E2}(eau)/mu_{E1} (eau) puis mu_{E2}(milieu i) = C mu_{E1}(milieu i) En SPECT : Avant la reconstruction tomographique, pré-correction : multiplication des sinogrammes/projections par des facteurs de correction approximatifs . Ex: moyenne géométrique Après la reconstruction tomographique, multiplication des images reconstruites par des facteurs de corrections approx aussi (methode de Chang) ; itération d’une pré- et post-correction Possibilité de faire la correction d’atténuation soit pendant la reconstruction en modélisant ce phénomène dans l’opérateur Eg OSEM En PET seulement deux approches : 1/correction des projections acquises Ie calcul de coefficients de correction à appliquer puis multiplication des projections par les CCA et reconstruction des projections corrigées 2/ correction pendant la reconstruction tomographique Ie reconstruction tomographique de la cartographie 3D des coefficients d’attenuation Modélisation de l’atténuation dans le projection d’un algo de reconstruction itérative Résolution du pb inverse ie de la reconstruction d Nb+ N1 N2 = Nb+ exp -(l) dl C = N0 / N N1 CEA/SHFJ

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

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

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

15 Utilisation du CT pour la correction d’atténuation
Problème du flou respiratoire : CT acquis « instantanément » : les images correspondent à une position fixe des organes (notamment les poumons) pendant le cycle respiratoire SPECT acquis sur une longue durée : les images correspondent à la position moyenne des organes pendant le cycle respiratoire Les frontières des organes ne sont pas superposables : artéfacts potentiels aux interfaces entre milieux de densités très différentes (poumons tissus mous par exemple). pas de flou respiratoire : Cycle respiratroire : (ou inspiration forcée ou expiration forcée) CEA/SHFJ

16 Correction d’atténuation en SPECT : synthèse
Dispositifs d’acquisition en transmission associés aux gamma-caméras Nécessaire reconstruction de la cartographie 3D des coefficients d’atténuation m Connaissant la cartographie des m, pas de solution théoriquement exacte, mais nombreuses approches de corrections Utiles é qualitativement : e.g., correction de l’artefact de la paroi inférieure en imagerie cardiaque é quantitativement : indispensable à la quantification Pratique de routine - pas de méthode systématiquement mise en œuvre - méthodes les plus utilisées le cas échéant : é correction de Chang itérative avec rétroprojection filtrée é modélisation de l’atténuation dans OSEM CEA/SHFJ

17 Correction d’atténuation en PET : synthèse
Dispositifs d’acquisition en transmission systématiquement associés aux caméras dédiés PET ou PET/CT Solution théoriquement exacte par précorrection des projections au moyen des CCA Correction indispensable à la quantification absolue de l’activité (mesure de SUV, cf. MN4) Pratique de routine - correction via les CCA la plus fréquente - correction fréquemment utilisée en imagerie cardiaque et cérébrale - intérêt de la correction davantage discuté en imagerie oncologique sans correction d’atténuation avec correction d’atténuation CEA/SHFJ

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

19 Diffusion Compton en SPECT
  (E’) * E * E’ = 1 + E (1 - cos )/m0c2 é photons mal localisés photons ayant perdu de l’énergie non diffusés 60 100 140 d1 d2 d3 d4 fenêtre spectrométrique d’acquisition Tc-99m (E=140 keV) N énergie (keV) la diffusion Compton provoque un dépôt d’énergie dû à l’interaction des photons avec la matière cad avec les tissus vivants Du coup perte de localisation et diminution du taux de photons détectés car ils ne sont pas dans la fenêtre spectrométrique d’acquisition CEA/SHFJ

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

21 La diffusion et ses conséquences
TEMP TEP * ~ 30% des photons détectés dans la fenêtre spectrométrique sont diffusés (Tc99m) PET 2D : ~30% PET 3D : > 50% Conséquences de la diffusion Compton : Photons mal positionnés du coup flou dans les images et diminution du contraste ; Aussi, activité à l’extérieur de l’object Biais quantitatif Phénomène pénalisant beaucoup le PET 3D En effet, comme on peut le voir sur la figure de droite, en 3D, diffusion provenant d’activité extérieure au champ de vue surestimation locale de l’activité > 10% (jusqu’à plus de 30%) réduction des rapports d’activité lésion / fond CEA/SHFJ

22 La correction de la diffusion
Approches spectrométriques empiriques (surtout en TEMP) Modélisation simplifiée de la distribution des photons diffusés à partir d’une image reconstruite sans correction de diffusion et de la cartographie de densité du milieu atténuant photons diffusés = / k projections acquises I2 I1 - image reconstruite sans correction de la diffusion projections des photons diffusés La correction de la diffusion est indispensable pour une quantification non biaisée : -- notamment parce qu’on trouve une activité apparente dans des régions dénuées d’activité -- on surestime l’activité de 30% ou + sans correction 2 stratégies de correction en SPECT : 1/ élimination des photons diffusés (ou la réduction par des techniques de fenêtrage spectroscopique : fenêtre symétrique centrée, asymétrique) à l’acquisition ou par soustraction (soustraction de Jaszack, à droite sur figure), ce qui a pour double conséquence une perte de sensibilité en détection et la détérioration du RSB (augmentation du bruit) La technique de soustraction consiste à estimer la distribution des photons diffusés comme étant k fois l’image dans la fenêtre I2 : pb on a tendance à surcorriger loin des sources et sous-correction à proximité Image dans I1 (I20%) = distrib des photons primaires + distrb des photons diffusés => Icorrigé =Iprimaire = I1 –kI2 Ce travail là est fait sur les projections et puis ensuite on reconstruit les projections corrigées 2/ repositionnement des photons diffusés : plein de méthodes existent : ça consiste à modéliser la diffusion dans le projecteur Sans modélisation de la diffusion : p_1 = r_11 f_1 + r_13 f3 cf page 30 cours MN3 ; Avec modélisation de la diffusion : p_1 = r_11 f_1 +r_12 f_2 + r_13 f3 + r_14 f_4 cf page 30 cours MN3 ; Formulation très générale et adaptée à tous les algos de reconstruction itérative ; mais formulation difficile d’un modèle adaptatif et coûteux en espace mémoire et en temps de calcul 3 Stratégies de correction en PET : 1/Estimation du diffusé à partir des événements détectés dans différentes fenêtres d’énergie : --eg double fenêtre : on enregistre les coïncidences dans 2 fenêtre d’énergie voisines -- estimation de vraies coïncidences 2/ ajustement de la distribution spatiale (queues de distribution car image diffusé = image basse fréquence) des photons diffusés à partir des mesures : -- convolution (filtrage pour réduire l’influence du bruit) des sinogrammes -- ajustement des événements diffusés à partir des événements détectés à l’extérieur de l’objet par une fonction analytique (eg gaussienne) Soustraction ensuite de la contribution estimée (lors de l’ajustement) 3/ calcul direct de la contribution du diffusé: Soit par simulation de Monte Carlo (GEANT T4) ; Sebastien Jan (CEA/SHFJ) Soit par simulation analytique Ici on fait l’hypothèse d’une distribution d’émission connue (images reconstruites sans correction de la diffusion) D’une distribution d’atténuation connue (acquisition en transmission) Pas de multitrajets Principe de soustraction des images/sinogrammes de diffusion projections corrigées de la diffusion image corrigée de la diffusion keV Icorrigé = I1 - k I2 Soustraction de Jaszczack CEA/SHFJ

23 Performances des corrections de diffusion
En TEMP : méthodes simples et relativement efficaces pour la quantification des images Tc99m, mais amplification du bruit image 20% soustraction pondérée Buvat et al, J Nucl Med 1995: non corrigée corrigée Nombreuses approches existantes en TEMP mais pas de solution exacte Pas de méthode standard : fenêtrage 20% (20%symétrique centré autour du pic d’énergie) Ou soustraction de Jaszczak Modification sensible de l’aspect des images corrigées du fait de l’augmentation du bruit : les images les + justes ne sont pas forcément les images les plus plaisantes à l’œil Apprrentissage nécessaire pour leur interprétation Modification sensible de l’aspect des images corrigées En TEP : méthodes implantées sur les systèmes améliorent la quantification, mais biais résiduels en 3D CEA/SHFJ

24 Corrections de diffusion : perspectives
Vers des approches de modélisation de la distribution des photons diffusés à partir d’une première estimée de la distribution d’activité et de la cartographie du milieu atténuant densité des tissus modèle de la fonction de réponse « diffusé » Très coûteux en temps calcul mais repositionne les photons diffusés, d’où meilleur RSB 2/ repositionnement des photons diffusés : plein de méthodes existent : ça consiste à modéliser la diffusion dans le projecteur Sans modélisation de la diffusion : p_1 = r_11 f_1 + r_13 f3 cf page 30 cours MN3 ; Avec modélisation de la diffusion : p_1 = r_11 f_1 +r_12 f_2 + r_13 f3 + r_14 f_4 cf page 30 cours MN3 ; Formulation très générale et adaptée à tous les algos de reconstruction itérative ; mais formulation difficile d’un modèle adaptatif et coûteux en espace mémoire et en temps de calcul Modèle de la fonction de réponse diffusé reconstruction tomographique itérative intégrant un modèle de la diffusion s CEA/SHFJ

25 L’effet de volume partiel en SPECT et PET
10 mm 100 86  = Intensité maximale 100 fonction de réponse du détecteur image observée Sous-estimation de l’activité dans les structures de petite taille dépendant é du contraste objet / fond é de la dimension de l’objet é de la résolution spatiale du système é affecte les structures de taille <2-3 FWHM max 100 contraste  résolution spatiale 50 Conséquences : spill-in : activité extérieure contaminant la structure d’intérêt spill-out : activité émise dans la structure détectée à l’extérieur 6 mm 12 mm 2 6 10 14 18 dimension (mm) CEA/SHFJ

26 Correction de volume partiel : stratégies
- coefficients de recouvrement - modélisation anatomo-fonctionnelle Quelques travaux en PET, très peu en SPECT max Inverse du coefficient de recouvrement 100 50 résolution spatiale 12mm contraste infini 2 6 10 14 18 dimension (mm) = + .Afond .Aputamen  anatomie fonction Pour la technique du coefficient de recouvrement : Multiplication des mesures par un coefficient de recouvrement, qui dépend de la taille (et forme) de la structure, de la résolution spatiale dans les images reconstruites et du contraste à appliquer aux mesures Hypothèses : taille de la structure d’ intérêt connue Contraste connu, résolution spatiale du système d’acquisition connue Exemple : structure d’1 cm ; contraste infini (pas d’activité environnante) ; résolution spatiale de 12 mm alors le maximum mesuré = 70 % du max réel Donc activité réelle = max de l’activité mesurée/0.7 2ème catégorie d’approches : inversion d’une matrice de contamination croisée : supports anatomiques des différentes structures fonctionnelles sont supposées connues Ainsi que la réponse spatiale du système Exemple : imagerie des récepteurs dopaminergiques : modèle à 2 compartiments fonctionnels d’activité a_1 et a_2 ; + fonction de réponse déterminant les contaminations c_ij entre Les compartiments ; on estime les coeff c_ij de contamination entre les compartiments M1 = c_11 a_1 + c_12 a_2 M2 = c_21 a_1 + c_22 a_2 puis on applique une correction par inversion du système matriciel connaissant M1,M2, et les coeff c_ij pour obtenir a_1 et a_2 CEA/SHFJ

27 Performances et conclusions sur la correction de volume partiel
activité restituée dans les putamen (%) 120 100 80 60 40 20 ttes corrections sauf volume partiel valeur idéale ttes corrections SPECT Correction délicate, nécessitant une information anatomique haute résolution Correction sensible aux erreurs de segmentation et aux différences entre anomalies anatomiques et fonctionnelles Non disponible en routine Le futur : exploitation de l’information CT pour faciliter une mise en œuvre ? Correction non nécessaire pour estimer l’activité dans des structures de grande taille (> 3 FWHM) Correction indispensable pour une estimation non biaisée de l’activité dans les structures de petites tailles (<2-3 FWHM) Pas de consensus quant à la meilleure méthode de correction : différentes méthodes actuellement en développement CEA/SHFJ

28 Les coïncidences fortuites en TEP
* leur nombre varie comme le carré de l’activité dans le champ de vue : N = 2 t S1 S2 2 méthodes de correction efficaces en ligne : - fenêtre temporelle de coïncidence décalée dans le temps - estimation à partir des taux d’événements simples S1 et S2 pas de biais majeur lié à la détection de coïncidences fortuites Augmentation du bruit consécutive à leur soustraction augmentation de la variabilité associée aux mesures Les coïncidences fortuites en PET dépendent de la longueur de la fenêtre temporelle de coïncidence, de la quantité de radioactivité dans le champ de vue de la caméra Elles génèrent une mauvaise localisation des photons, une réduction des capacités de comptage et un biais quantitatif ; il faut donc opérer une correction Systématique de ces coïncidences fortuites 2 stratégies : soit en utilisant une fenêtre temporelle de coïncidence décalée dans le temps cad une ligne retard où l’on estime isolément les événements fortuits Soit à partir du taux d’événements simple détecté par chaque détecteur pour chaque ligne de réponse ; Nécessité de limiter le nb de coïncidences fortuites car elles augmentent le bruit dans les images, ie l’incertitude sur le nb de coïncidences détectées augmente en présence des coïncidences fortuites Même après leur soustraction CEA/SHFJ

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

30 Estimation via les événements non coïncidents
Nombre de coïncidences fortuites pour une ligne de coïncidence entre les détecteurs 1 et 2 : Nrandom 1-2 = 2 t S1 S2 longueur de la fenêtre de coïncidence détecteur 1 : S1 singles * Nb proportionnel au carré de l’activité A vue par le détecteur De plus, les coïncidences vraies sont proportionnelles à l’activité A Donc fortuis/vrais sont proportionnels à A Réduction des coïncidences fortuites par réduction de la fenêtre de coïncidence ; une correction reste cependant nécessaire Les commentaires ci-dessous ne concernent pas cette slide mais les méthodes de normalisation en PET Enregistrement de la réponse du tomographe lorsque celui-ci est soumis à un flux de photons uniforme Idéalement toutes les LOR(i,j) devraient recevoir le même nb d’événements N_ij puis on normalise par un facteur sur chaque ligne de réponse LOR(i,j) = N_ij/Nbar où Nbar = valeur moyenne de N_ij pour toutes les LOR Correction : pour chaque acquisition, le nb de coups enregistré sur la LOR(i,j) est divisé par le facteur de normalisation détecteur 2 : S2 singles CEA/SHFJ

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

32 Conclusions sur la quantification
Quantification : accessible, en PET et en SPECT Quantification absolue fiable = processus complexe, nécessitant une cartographie de la densité des tissus, un protocole d’acquisition et d’analyse rigoureusement contrôlé, et idéalement, une cartographie anatomique haute résolution Quantification fiable plus aisée en PET qu’en SPECT, du fait de la correction d’atténuation plus accessible et de la meilleure résolution spatiale, mais reste difficile en TEP Détecteurs bimodaux PET/CT et SPECT/CT pourraient jouer un rôle majeur pour faire de la quantification une réalité clinique Problème du volume partiel reste l’obstacle majeur à la quantification des structures de petites tailles CEA/SHFJ

33 Au delà de la mesure de « fixation » :
la modélisation N X kBq/ml Exploiter les mesures de concentration de radiotraceur pour estimer des paramètres physiologiques caractérisant les processus étudiés Exploiter les mesures de concentration pour estimer des paramètres physiologiques caractérisant les processus étudiés Exemple : concentration de radiotraceur dans les striata pour déterminer la densité de transporteurs dopaminergiques CEA/SHFJ

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