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Introduction[modifier | modifier le code]
L'imagerie bi-modalité IRM-TEP présente l'avantage clinique de permettre une analyse conjointe de données anatomiques et fonctionnelles. Son utilisation peut se révéler d’un grand intérêt, notamment pour des applications cérébrales et cardio-vasculaires[1].
La TEP (Tomographie par émission de positons), contrairement aux autres modalités utilisées en imagerie médicale, permet d’obtenir une information quantitative du métabolisme du corps étudié. L’étude est effectuée in vivo : on injecte un traceur dans le patient, qui va se fixer sur la zone d’intérêt et réagir en libérant un positon. Lorsque ce positon rencontre un électron, 2 photons sont émis à une énergie de 511 keV, qui seront détectés par le système TEP. Un traceur couramment utilisé est le 18F-FDG (Fluorodésoxyglucose), qui est une molécule de glucose marquée par un radio-isotope du fluor qui va émettre le positon quand le traceur se sera fixé, préférentiellement au niveau d’une tumeur (celles-ci ont besoin de beaucoup de sucre pour se développer), ce qui permettra de la repérer et de quantifier son activité. La TEP est une technologie très sensible, et on peut donc obtenir des résultats quantitatifs très précis sur le métabolisme. Cependant, elle ne donne pas l’information anatomique et la résolution spatiale des images obtenues est médiocre (environ 4mm). Pour en savoir plus sur cette modalité, consultez la page wikipédia sur la TEP.
L'IRM (Imagerie par résonance magnétique), quant à elle, permet d’obtenir une information anatomique précise du corps humain. Cette modalité sollicite les atomes d’hydrogène (prépondérants dans le corps humain) par des impulsions magnétiques et mesure le temps que ces atomes prennent pour que les spins reviennent à leur position de départ. Les temps de relaxation mesurés varient en fonction du type de tissu, ce qui permet de les discriminer avec un bon contraste. Cette modalité est très flexible dans la mesure où les différentes séquences d’impulsions radiofréquence permettent de sélectionner n’importe quelle coupe dans les 3 dimensions et d’accentuer le contraste entre les différents tissus en fonction de la zone du corps humain étudié. Cette modalité présente une très bonne résolution spatiale. Pour en savoir plus sur cette modalité, consultez la page wikipédia sur l’IRM.
Plus le traceur utilisé en TEP est spécifique, plus l’image obtenue ressemblera à une « tâche » sans informations graphiques pour la localiser dans le corps humain de manière précise. Cette limitation très contraignante a amené le développement des systèmes bi-modalité IRM-TEP ou IRM-CT. Ils permettent de récupérer en parallèle l'information anatomique, pour localiser le signal TEP mais aussi d'améliorer la précision quantitative du signal TEP en corrigeant l'atténuation, puisqu’en TEP, lorsque les deux photons sont émis, il se peut qu’ils soient absorbés par les tissus qu’ils traversent, et cela dépend du type de tissu. Les premières recherches sur des systèmes IRM-TEP datent du milieu des années 1990 avant même celles pour l'IRM-CT.
L'apparition des systèmes hybrides CT / TEP avait rendu possible la correction d'atténuation par extrapolation des valeurs d'atténuation mesurées en scanner X. Cependant, ils présentent un certain nombre de points négatifs : le plus important est la dose de radioactivité envoyée au patient, particulièrement quand le patient est un enfant ou bien nécessite un grand nombre d’examens. l’acquisition de donnée est séquentielle et non simultanée : le système est composé dans un tube qui contient le scanner CT et l’acquisition TEP est placée à côté, mais les 2 modalités ne sont pas concntriques. Par exemple, lorsque le lit du patient translatera dans le tube, la TEP aura un champ de vue sur le cerveau alors que le scanner CT explorera le haut du torse. Il n’y a pas de corrélation temporelle entre les 2 modalités Le contraste entre les tissus est moyen.
Le système hybride TEP / IRM permettrait donc de palier à ces problèmes, le plus important étant de réduire la dose pour les patients, mais se heurte à des contraintes matérielles : le système TEP classique est sensible aux champs magnétiques, qui sont produits par le système IRM. De plus, la correction de l’atténuation dans les différents tissus est moins évidente qu’avec le scanner CT puisque pour ce dernier, il suffit de mesurer l’atténuation à une énergie de 511 keV lors de l’acquisition de données. Une des plus grosses limitations de la résolution spatiale en TEP corps-complet est le problème des mouvements cardiaque et respiratoire. En TEP-CT, les données de correction d'atténuation sont obtenues dans des conditions quasi-statiques, ce qui n'est pas compatible avec les données TEP. La bi-modalité TEP-IRM simultanée peut apporter des éléments de correction efficaces[2] : on lance des séquences IRM synchronisées au mouvement (ECG, respiration) tout au long de l'acquisition TEP.
Contraintes techniques[modifier | modifier le code]
Interférences matérielles[modifier | modifier le code]
L’assemblage d’un système hybride IRM-TEP présente certaines contraintes techniques en raison notamment des interférences entre les matériels : Les champs magnétiques importants de l’IRM perturbent les photomultiplicateurs TEP. Dans une TEP conventionnelle, les tubes photomultiplicateurs (PMT) sont utilisés pour détecter la lumière de la scintillation. Cependant, dans un système IRM-TEP, les PMTs peuvent être perturbés par les champs magnétiques statiques ou les champs variables dans le temps[3]. L’électronique de la TEP perturbe également les acquisitions de l’IRM. La présence de l’électronique des détecteurs TEP dans l’IRM interfère avec les champs de gradients et les radiofréquences de l’IRM, ce qui va augmenter le bruit de l’IRM et limiter le rapport signal sur bruit.
Afin de résoudre ces problèmes d’interférence, plusieurs solutions sont étudiées actuellement :
Appliquer une approche séquentielle afin de diminuer les interférences entre ces deux systèmes. Cependant, une approche séquentielle va augmenter le temps d’examen, ce qui pourrait diminuer l’acceptation des patients[4].
Remplacer les PMTs par les Avalanche Photo Diodes (APDs). Ce sont des photodétecteurs en silicium qui sont insensibles au champ magnétique. Dans les APDs, comme pour des photodiodes classiques, les photons incidents créent des paires électron-trous. La particularité est qu’une haute tension opposée (environ 100V - 200V pour le silicium) est imposée pour créer un champ électrique interne. Cela permet d’accélérer les électrons à travers le treillis en silicium et produire des électrons secondaires par ionisation d'impact (avalanche effect). L’avalanche d'électrons ainsi créée peut donner des gains de quelques milliers. Les APDs présentent un rendement élevé et une résolution énergétique proche des PMTs conventionnels. De plus, Ils sont assez compactés pour intégrer dans un système bimodal.
Utiliser les fibres optiques pour conduire la lumière de la scintillation à une zone avec peu de champ magnétique ou au moins une zone dehors du champ de vue (FOV) de l’IRM. Cela permet aussi d’éviter la présence des matériels métalliques ou magnétiques des détecteurs PET dans le champ de vue de l’IRM et d’ainsi minimiser les interférences potentielles avec la radiofréquence ou les champs de gradients. Mais l’emploi des fibres optiques peut dégrader la performance de la TEP et limiter le champ de vue axial à cause de l’espace occupée par ces fibres[5].
Jouer sur le design ou le protocole du système hybride TEP-IRM: séparation de la tomographie IRM en deux pour que les détecteurs de la TEP s’implantent au milieu des deux aimants ; fermeture de l’IRM pendant les acquisitions des données de la TEP … Mais ces solutions risquent de limiter l’intensité du champ magnétique et d’ainsi diminuer la performance de l’IRM[6].
Fusion des images[modifier | modifier le code]
En ce qui concerne la fusion des images, la difficulté consiste à mettre en correspondances des images de l’IRM et de la TEP. Les logiciels pour faire cela présentent certaines limitations. D’abord, les résolutions des deux systèmes sont différentes, ce qui implique que les rotations ou translations des images ne peuvent être compensées parfaitement. Ensuite, la position du patient varie souvent et il est difficile de fusionner les images sans avoir de repères fixes identifiables. Les logiciels actuels devraient donc être améliorés au fur et à mesure que les matériels se développent[7].
Protocoles d’acquisition et artéfacts liés à la bi-modalité[modifier | modifier le code]
Les protocoles d’acquisition utilisés[modifier | modifier le code]
Sur les systèmes TEP-IRM permettant de faire l’acquisition simultanée de chaque modalité, il existe plusieurs protocoles. L’un de ces protocoles est explicité en figure 2, qui schématise les différentes séquences d’IRM et de TEP au cours du temps[8].
Avant toute acquisition de donnée, on lance une séquence IRM de localisation, représentée en vert sur la figure 2, qui permet de faire une image grossière du patient dans toutes les directions afin de déterminer sa position et de spécifier le champ de vue de la région d’intérêt à acquérir dans le système IRM. Une seconde étape est nécessaire pour optimiser l’homogénéité du champ magnétique créé par l’IRM. Par la suite, pour chaque position du lit du patient, l’acquisition TEP est lancée, en simultané avec une séquence IRM qui permettra de déterminer l’atténuation des photons à une énergie de 511 keV dans les tissus présents. Tout en continuant l’acquisition des informations avec la modalité TEP, différentes séquences IRM sont lancées. Ces séquences varient selon la région du patient étudié car les tissus rencontrés ne sont pas les mêmes et il existe différentes séquences IRM permettant d’obtenir un bon contraste en fonction des tissus présents. Les différentes séquences IRM intègrent également des informations sur les coupes à effectuer (coupe coronale, sagittale ou transverse). Une fois l’acquisition terminée pour la position de lit, on fait translater celui-ci pour se trouver dans une seconde position de lit, puis on recommence le même protocole. Pour une acquisition du corps entier du patient, environ 4 positions de lit sont nécessaires. Le temps d’acquisition pour un examen de type corps entier est d’environ 10 minutes. Lorsque le médecin s’intéresse à une région d’intérêt particulière sur le patient, il positionne celui-ci de manière à centrer le champ de vue sur la zone étudiée puis lance une acquisition spécifique à la région en plus des 4 positions de lit précédentes. La séquence IRM permettant la correction d’atténuation (notée AC sur la figure 2) est nécessaire pour chaque position de lit et toujours effectuée au début de l’acquisition.
Limitations intrinsèques et artéfacts observés[modifier | modifier le code]
Le fait de coupler la TEP et l’IRM n’a à priori pas d’incidence sur la qualité de l’information anatomique fournie par le système IRM[9]. Cependant, on note qu’une des limitations intrinsèque au système est due à l’IRM, car si le patient présente un implant métallique dans le corps (qui est sensible aux champs magnétiques), cela produit une absence locale de signal dans l’imagerie IRM, ce qui rend difficile l’interprétation des images obtenues dans cette région. La qualité des images TEP peut en revanche présenter des artéfacts causés par l’utilisation complémentaire de l’IRM. Des interférences importantes sur la détection du signal TEP lors de l'utilisation de certaines séquences IRM ont donc motivé une recherche plus approfondie sur les origines de ces effets négatifs[10]. Une des pistes précise que cela serait dû à de petites variations de température de l’ordre de 1K qui surviennent lorsque la TEP est placée dans l’IRM[11]. Une recherche (utilisant système insert) a montré que les montées et descentes rapides des champs de gradients donnent lieu à des courants de Foucault qui perturbent la mesure TEP. Cependant la dégradation globale est faible (moins de 3% de réduction du nombre de comptes) comparée aux effets intrinsèques TEP (dispersion, diffraction…).
Correction d’atténuation[modifier | modifier le code]
Phénomène d’atténuation en TEP[modifier | modifier le code]
En imagerie TEP, le phénomène d’atténuation traduit la non-détection de vrais évènements de coïncidence entre deux photons à cause de leur absorption ou de leur dispersion en dehors du champ de détection. Ces problèmes d’atténuation ne sont pas à négliger en imagerie TEP. Il faut en effet que deux photons s’échappe du patient simultanément pour être détectés comme un évènement valide. De plus, bien que les photons émis aient une énergie importante, la distance moyenne entre leur émission et leur réception reste non négligeable. À cause de tout cela, la proportion d’évènements issus de vraies coïncidences et non détectés dépasse les 50% et peut même atteindre 95% pour des personnes de forte corpulence.
Cette perte d’information due à l’atténuation va augmenter le bruit, les artéfacts et les distorsions au sein des images TEP. Sans correction d’atténuation, des artéfacts significatifs peuvent apparaître sur des scans du corps entier : (1) activité plus importante à la surface du corps à cause d’une atténuation relative moins prononcée qu’en profondeur, (2) phénomène de distorsion dans des zones où l’activité est importante à cause d’une anisotropie de l’atténuation (e.g. vessie), et (3) phénomène de diffusion qui peut augmenter l’activité de tissus où l’atténuation est faible (e.g. poumons). La correction d’atténuation est alors nécessaire pour pouvoir réaliser des mesures précise d’activité de fluorodéoxyglucose (FDG) aussi bien en termes qualitatif (i.e. visuellement normal, plus ou moins importante sinon) et quantitatif (i.e. la valeur de fixation normalisée (SUV en anglais pour Standardized Uptake Value), l’index le plus communément utilisé pour caractériser la fixation du FDG en TEP).
Correction d’atténuation en imagerie hybride PET/CT[modifier | modifier le code]
En PET/CT, les rayons X du scanner sont utilisés pour construire une carte d'atténuation des différences de densité dans le corps qui peut ensuite être utilisé pour corriger l'absorption des photons émis par décroissance du FDG. Les scans CT ont un niveau de bruit très bas, mais la correspondance entre l’échelle Hounsfield du scanner et les valeurs d’atténuation à 511 keV de la TEP peuvent être quelquefois incorrects, particulièrement dans le cas de matériaux non organiques comme des implants métalliques. L'atténuation est beaucoup plus probable dans le centre du corps, c’est pourquoi les images TEP sans correction d’atténuation montre un niveau d’activité moindre au centre du corps comparée à celle à la surface de la peau. Le processus de correction d'atténuation va de manière simpliste ajouter un coefficient d’activité dans les zones qui sont plus atténuées en raison de leur profondeur ou parce qu’elles sont entourées par des structures relativement denses. De même, il va essentiellement réduire l’activité des zones qui sont atténués beaucoup moins que tous les autres tissus (par exemple, les poumons et les surfaces du corps).
Correction d’atténuation en imagerie hybride IRM/TEP[modifier | modifier le code]
En revanche, construire cette carte d’atténuation à partir de volumes IRM est beaucoup plus compliqué. En imagerie hybride PET/CT, une simple mise à l’échelle permet en effet de passer des énergies du scanner (entre 40 et 140 keV) à celle de la TEP (511 keV) et ainsi de générer une carte d’atténuation. Cependant, une telle relation n’existe pas en IRM/TEP car l’IRM mesure le comportement de protons excités tandis que l’atténuation de la TEP est affectée par la densité d’électrons. La difficulté réside plus précisément dans la différenciation de l’os cortical (paroi externe des os) avec l’air en utilisant des séquences IRM standards. En effet, ces deux classes produisent peu voir pas de signal RM et donc ces séquences standards ne permettent pas de les distinguer. Plusieurs solutions différentes ont été proposé pour résoudre ce problème. L’une d’elle est de représenter notamment l’os cortical comme un tissu mou sur la carte d’atténuation.
L’objectif est double : (1) générer une carte d’atténuation (K-map) continue basée sur les images IRM et semblable à celle du scanner et (2) corriger la quantification PET avec la carte d’atténuation basée CT.
Méthodes basées sur de la segmentation[modifier | modifier le code]
Une première solution pour adresser ce problème consiste à segmenter le volume IRM acquis en différentes classes de tissus auxquelles on va allouer une valeur d’atténuation particulière suivant leur nature. L’idée va être de trouver un modèle d’apprentissage pour prédire une carte d’atténuation pseudo CT à partir de plusieurs séquences IRM[12]. Un pré-requis pour ce modèle est de recaler correctement les données IRM et TEP d’un même patient entre elles. Après un recalage rigide, un masque spécifique à l’air est calculé afin de pouvoir restreindre la prédiction des zones de graisse, d’eau et celles relatives à l’os cortical. Ce masque est nécessaire afin de classifier correctement ces tissus en différentes zones d’atténuation. On le construit en utilisant un algorithme de partitionnement de données (typiquement un algorithme des k-moyennes (k-mean clustering)), l’air étant identifié comme étant la partition la plus grande parmi les clusters définis. Avant d’estimer la carte d’atténuation pseudo CT, un modèle itératif estimé sur plusieurs patients est nécessaire afin d’apprendre l’association entre les classes segmentées extraites de l’image IRM à celles correspondant au scanner CT. Une méthode de reconnaissance de forme est utilisée dans ce but. Pour de nouveaux patients, l’algorithme d’apprentissage va permettre de prédire les différentes classes (os, eau, os cortical) comprise à l’intérieur du masque caractéristique de l’air et donc de créer une carte d’atténuation continu sans passer par des images CT. La correction d’atténuation en utilisant des images IRM doit être évaluée en comparant les images TEP obtenues avec celles corrigées par les images CT. La comparaison peut être faite visuellement ou quantitativement en moyennant les différences relatives entre les différentes quantification PET reconstruites et corrigées. Ces différences peuvent être identifiées voxel par voxel, ou en définissant des régions d’intérêt (Region Of Interest (ROI)). On distingue souvent, en plus des méthodes, les résultats du cerveau par rapport ceux du torse, où il va falloir rajouter une classe pour les poumons (air). Si l’on compare la correction d’atténuation à partir des images IRM et celles issues du scanner CT, il y a environ 6% d’erreur relative au niveau du cerveau entier et moins de 4% pour les régions proches de l’os cortical. Cependant, ces résultats restent assez variables. Le fait de définir par exemple une classe pour l’os cortical lors de la segmentation peut réduire de moitié cette erreur relative.
Méthodes basées sur un atlas d’atténuation[modifier | modifier le code]
Une alternative aux procédures de segmentation multi-classe est d’utiliser un atlas d’atténuation. Cet atlas va consister en un volume IRM de référence (template) combiné à une information spatiale (labels) d’atténuation[13]. Un template peut être obtenu en faisant la moyenne d’images IRM de plusieurs patients recalées entre elles. Les labels peuvent représenter les différentes classes de tissus segmentées (e.g. air, os, tissus mous) ou une carte d’atténuation continue issue d’une quantification PET ou d’un scan CT. L’idée est de trouver le champ de déformation à appliquer à ce template pour l’aligner au mieux avec les voxels physiquement homologues du volume IRM du patient. Appliquer ensuite cette transformation spatiale à l’image d’atténuation pseudo CT permet de générer une carte d’atténuation unique à chaque patient. Avec cette carte, il est alors possible de corriger l’atténuation des images TEP de manière spécifique. Une autre approche peut être envisagée au lieu d’utiliser un atlas. L’idée est d’utiliser un set d’image hybride IRM/CT issu de plusieurs patients. Chacune des images IRM provenant de ces paires est alors recalée sur le volume IRM de la paire IRM/TEP du patient à étudier. Les vecteurs de transformation issus de ces divers recalages sont ensuite appliquées aux images CT du couple IRM/CT afin de les aligner avec le volume IRM du patient. Une approche utilisant la reconnaissance de forme est ensuite utilisée pour faire correspondre au mieux l’image IRM du patient avec l’information CT appropriée issue du set IRM/CT. Le but ici est de fusionner des sous-volumes issus de sets de données indépendants dans un seul volume CT qui sera utiliser pour la correction d’atténuation des images TEP dans les systèmes hybrides IRM/TEP.
Deux approches pour prédire les cartes d'atténuation à partir d'images IRM sur les examens TEP/IRM de patients ont été examinés. Alors que les approches reposant sur la segmentation fonctionnent bien pour les applications du cerveau, l’imagerie du torse en PET/IRM peut nécessiter des méthodes plus sophistiquées, telles que des transformations d'image basés sur un atlas volumique IRM comprenant une image d’atténuation pseudo CT. En général, la correction d’atténuation par l’IRM ne consiste pas seulement à associer à chaque pixel la valeur appropriée d’atténuation pour corriger l’image TEP, mais aussi à respecter les contraintes liés à l’imagerie du corps entier ou du torse en vue d’un examen clinique viable. Les contraintes incluent notamment une représentation précise des os (typiquement absente des images IRM) et une correction d’effets de troncature potentiels pour des patients s’étendant au-delà du champ de vue (Field Of View (FOV)) transverse du système IRM. En effet, les bras et même le tronc du patient peuvent ne pas être entièrement couverts par l'image IRM. Néanmoins, la contribution de la partie d’anatomie tronquée à l'atténuation globale doit être pris en compte. Une solution envisagée serait d'utiliser les images TEP non corrigée pour estimer la section des patients dans les zones en dehors du champ de vision mesurée où aucune information est disponible.
Les différentes machines TEP/IRM existantes[modifier | modifier le code]
Configurations[modifier | modifier le code]
Il existe aujourd’hui différentes configurations pour intégrer le système d’imagerie TEP à la modalité IRM.
Tandem (acquisition séquentielle)[modifier | modifier le code]
Il s’agit de scans séquentiels, dans la même salle ou deux salles séparés, mais avec le même lit. C’est la solution la moins chère, puisqu'il suffit d'améliorer légèrement l'isolation magnétique de l'IRM pour ne pas perturber la tête TEP voisine, et d'avoir un lit utilisable pour les deux modalités. Elle ne permet en revanche pas de résoudre les problèmes de mouvement des organes.
En 2010 General Electric présentait un système trimodalités (TEP/CT + IRM), comprenant un TEP/CT dans une salle d’examen, et une IRM 3T dans une salle voisine (table amovible, recalage rigide ou élastique). La solution fusionne les images obtenues à partir des deux examens distincts : l'un utilisant du TEP/CT et l'autre en utilisant l'IRM. Le patient est transporté d’une modalité à l'autre et les 2 images sont réunies par un logiciel qui fusionne les données IRM et TEP/CT.
Philips, quant à eux, présentent l’Ingenuity PET/MR comprenant une IRM Achieva 3T et un TEP temps de vol. En 2011, 7 installations : Mont Sinaï à New York, Université de Genève, Centre National de cardiologie à Madrid, Fzd (institut de recherche de DRESDEN), Université de Pusang en Corée du Sud, le Centre de PET Turku en Finlande, université de Cliveland) + 8 machines sont en commandes.
L’appareil proposé est une TEP avec une IRM distants de 3 mètres avec une plaque rotative au sol permettant le pivotement du lit à 180 degrés pour pouvoir présenter le patient de la même façon dans chaque appareil. Ceci permettant l’acquisition séquentielle des images et la fusion ultérieure des données. Ce système a obtenu l'autorisation CE fin 2010.
PET Insert[modifier | modifier le code]
Dans cette configuration, le scanner TEP est de petite dimension pour s’insérer facilement dans un IRM de taille standard. On utilise alors des détecteurs APDs (solid state light detectors) qui peuvent être insérés au milieu de l'aimant IRM. La performance TEP est fortement sensible aux interférences des radiofréquences et des gradients IRM. L'avantage est que l'on peut utiliser ces “inserts” directement dans des systèmes IRM existants, limitant donc grandement le coût.
Intégration complète[modifier | modifier le code]
Ici, le scanner TEP "corps entier" est construit à l’intérieur de l’IRM. Le but est de protéger l'électronique PET des champs de l'IRM par des couches de cuivre qui, en contrepartie, dégradent le signal TEP reçu. Des circuits ASIC (Application Specific Integrated Circuits) sont nécessaires pour répondre aux contraintes des détecteurs, puisqu'il faut atteindre des vitesses de lecture des scintillements très élevées. Ils sont constitués d'un amplificateur de courant dont la sortie est dupliquée par des miroirs de courants pour permettre des mesures simultanées. Il faut limiter au maximum la consommation de ces circuits pour réduire les variations de température qui influencent la réponse des cristaux SiPM. Les éléments à bascule comme les horloges interfèrent avec le champ magnétique, il faut donc réaliser la conversion analogique vers digitale loin de la bobine RM. La solution principale est d'utiliser des fibres optiques pour transporter l'information. Des recherches étudient actuellement la possibilité d'avoir des détecteurs SiPM digitaux, annulant ainsi la nécessité des ASICs et des convertisseurs analogiques-numériques.
L'avantage principal des systèmes IRM-TEP simultanés est de permettre de corriger proprement les données TEP pour éliminer l'effet bruitant des organes en mouvement. L'enjeu principal de ces systèmes est de ne dégrader les performances d'aucun des deux systèmes.
Siemens propose le Biograph mMR dont l’innovation réside dans le fait que ce nouvel appareil permet l’acquisition simultanée, sans bouger le patient, des informations TEP et MR puisque les deux appareils sont concentriques. Il intègre un détecteur TEP, avec des photodiodes à semi-conducteurs et 3-T MR torsadant. Les photodiodes se substituent aux tubes photomultiplicateurs généralement utilisés en TEP/CT, qui seraient rendus inutiles par le champ magnétique de la composante MR. Les données pour les 2 modalités sont acquises simultanément lorsque le scanner lance les protocoles standards MR et enregistre les frappes PET photons du radiotraceur.
État de l’art des acquisitions simultanées[modifier | modifier le code]
Une étude[14] a été effectuée sur 50 patients ayant des pathologies intracrâniennes. Ces patients passent un scan TEP/CT puis un scan TEP/MR (prototype TEP/MR du cerveau qui permet l’acquisition simultanée de Siemens). Un examen TEP/ MR dure entre 30 et 40 min en fonction des séquences IRM appliquées et toutes les données PET ont été acquises en 30 min.
En conclusion, cette étude montre une série de possibilités d'utilisations des appareils hybrides IRM/TEP. Aucune limitation de diagnostic causée par l'insert en TEP n’a pu être détectée sur les images IRM. De plus, même si certains légers artéfacts ont pu être détectés sur les images TEP, toutes les lésions détectées auparavant avec le scan TEP/CT ont pu être retrouvées. Il s'agit d'ailleurs d'une des principales préoccupations qui mérite d'être davantage prise en compte.
Comparaison des systèmes existants[modifier | modifier le code]
| Siemens Biograph mMR[15] | Philips ingenuity TF PET MR | |
|---|---|---|
|
Résolution spatiale moyenne |
4.3 mm en pleine largeur, à la moitié du maximum, à un centimètre de décalage du centre du FOV |
4.9 mm dans l'axe |
|
Cristaux détecteurs PET |
LSO |
LYSO |
|
Sensibilité |
15.0 kcps/MBq le long du centre du scanner |
6400 cps/MBq au centre et à 10cm |
|
Coefficient de dispersion |
LSO |
LYSO |
|
Cristaux détecteurs PET |
37.9 % |
32 % |
|
Homogénéité du champ B0 |
< 1 ppm dans un rayon de 120 mm |
0.7 ppm garantis dans 40x40x40cm |
|
Homogénéité du champ B1 |
équivalent à un scanner MR standard |
|
|
Peak noise equivalent count rate |
184 kcps à 23.1 kBq/mL |
76 kcps à 15 kBq/ml |
Bibliographie[modifier | modifier le code]
Références :
- Philips Ingenuity PET/MR
- [Chun SY1, Reese TG, Ouyang J, Guerin B, Catana C, Zhu X, Alpert NM, El Fakhri G. MRI-based nonrigid motion correction in simultaneous PET/MRI. J Nucl Med. 2012 Aug;53(8):1284-91. doi: 10.2967/jnumed.111.092353. Epub 2012 Jun 28. DOI: 10.2967/jnumed.111.092353]
- Point sur: L'imagerie TEP-IRM
- [Martin S Judenhofer, Hans F Wehrl. Simultaneous PET-MRI: a new approach for functional and morphological imaging. Nature publishing group, 2008]
- [N. F. Schwenzer, H. Schmidt. Whole-body MR/PET: applications in abdominal imaging. Abodominal Imaging (Springer Science+Business Media), 2011]
- [N. F. Schwenzer, H. Schmidt. Whole-body MR/PET: applications in abdominal imaging. Abodominal Imaging (Springer Science+Business Media), 2011]
- Point sur: L'imagerie TEP-IRM
- [Axel Martinez-Möller, Matthias Eiber, Stephan G. Nekolla, Michael Souvatzoglou, Alexander Drzezga, Sibylle Ziegler, Ernst J. Rummeny, Markus Schwaiger, and Ambros J. Beer. Workflow and Scan Protocol Considerations for Integrated Whole-Body PET/MRI in Oncology. The Journal of Nuclear Medicine, Volume 53, No. 9, September 2012]
- [Martin S Judenhofer, Hans F Wehrl, Danny F Newport, Ciprian Catana, Stefan B Siegel, Markus Becker, Axel Thielscher, Manfred Kneilling, Matthias P Lichy, Martin Eichner, Karin Klingel, Gerald Reischl, Stefan Widmaier, Martin Röcken, Robert E Nutt, Hans-Jürgen Machulla, Kamil Uludag, Simon R Cherry, Claus D Claussen & Bernd J Pichler. Simultaneous PET-MRI: a new approach for functional and morphological imaging. Nature medicine Volume 14, No. 4, April 2008.]
- [Christoph Weirich, Daniel Brenner, Jürgen Scheins, Étienne Besançon, Lutz Tellmann, Hans Herzog, Member, IEEE, and N. Jon Shah. Analysis and Correction of Count Rate Reduction During Simultaneous MR-PET Measurements With the BrainPET Scanner. IEEE Transactions on Medical Imaging. Volume 31, No. 7, July 2012]
- [Martin S Judenhofer, Hans F Wehrl, Danny F Newport, Ciprian Catana, Stefan B Siegel, Markus Becker, Axel Thielscher, Manfred Kneilling, Matthias P Lichy, Martin Eichner, Karin Klingel, Gerald Reischl, Stefan Widmaier, Martin Röcken, Robert E Nutt, Hans-Jürgen Machulla, Kamil Uludag, Simon R Cherry, Claus D Claussen & Bernd J Pichler. Simultaneous PET-MRI: a new approach for functional and morphological imaging. Nature medicine Volume 14, No. 4, April 2008.]
- [Bharath K. Navalpakkam, MSc, Harald Braun, MSc, Torsten Kuwert, MD, and Harald H. Quick, PhD. Magnetic Resonance-Based Attenuation Correction for PET/MR Hybrid Imaging Using Continuous Valued Attenuation Maps. Investigate Radiology, Volume 48, No 5, May 2013]
- [Matthias Hofmann & Bernd Pichler & Bernhard Schölkopf & Thomas Beyer. Towards quantitative PET/MRI: a review of MR-based attenuation correction techniques. European Journal of Nuclear Medicine and Molecular Imaging, published online: 23 December 2008]
- [N.F. Schwenzera, L. Stegger, S. Bisdas, C. Schraml, A. Kolb, A. Boss, M. Müller, M. Reimold, U. Ernemann, C.D. Claussen, C. Pfannenberga, H. Schmidt. Simultaneous PET/MR imaging in a human brain PET/MR system in 50 patients. Radiology 2008]
- [Gaspar Delso & coll]
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