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Faisabilité de la tomoscintigraphie synchronisée cardiaque chez le rat avec une gamma caméra standard
ITBM-RBM 25 (2004) 15–22 www.elsevier.com/locate/rbmret
Article original
Faisabilité de la tomoscintigraphie synchronisée cardiaque chez le rat avec une gamma caméra standard Feasibility of rat myocardial gated SPECT using a standard gamma camera V. Israel-Jost a,b, L. Monassier c, P. Choquet a, C. Blondet a, E. Sonnendrücker b, A. Constantinesco a,* a
Service de biophysique et médecine nucléaire, hôpital de Hautepierre, 1, avenue Molière, 67098 Strasbourg cedex, France b Institut de recherche mathématique avancée de Strasbourg, 7, rue René-Descartes, 67084 Strasbourg cedex, France c Inserm U333, 11, rue Humann, 67085 Strasbourg cedex, France Reçu le 29 septembre 2003 ; accepté le 20 février 2004
Résumé Objectif. – Démontrer la faisabilité de la tomographie d’émission monophotonique synchronisée à l’ECG (TEMPS) chez le rat avec une gamma caméra standard. Méthodes. – Les propriétés optiques du collimateur pinhole permettent d’augmenter la résolution à condition de tenir compte de la géométrie et des effets physiques correspondants dans l’opérateur matriciel de projection. Nous avons développé un algorithme de reconstruction qui décrit l’image de chaque voxel de l’objet sur le plan de détection en calculant sa projection à travers le collimateur pinhole en tenant compte des conditions géométriques de l’acquisition tomographique. Une déconvolution des projections est faite ensuite en résolvant, par la méthode ART, le système linéaire des équations de projection. Des projections 64 × 64 ont été acquises avec une gamma caméra ARGUS Philips équipée d’un collimateur pinhole d’ouverture 1,1 mm sur un fantôme de résolution puis en mode synchronisé à l’ECG (16 phases temporelles par cycle cardiaque, 48 projections de 1 minute sur 180°) sur le rat sain (n = 2) ou porteur d’un infarctus du myocarde réalisé chirurgicalement (n = 2). Deux traceurs (d’activité moyenne 550 MBq) ont été utilisés chez le rat adulte (Sprague-Dawley) maintenu sous anesthésie gazeuse à l’isoflurane. Le 99mTc-MIBI a été employé pour les images de perfusion du myocarde et les globules rouges marqués in vivo au technétium pour les images cavitaires. Résultats. – La résolution spatiale tomographique permet d’atteindre 1,5 mm sur fantôme. Des images bien résolues ont été obtenues chez le rat normal et pathologique. Conclusion. – La méthode de reconstruction décrite démontre la faisabilité de la technique autorisant l’analyse détaillée de la perfusion et de la fonction myocardique chez le rat normal et pathologique et permet de discuter les améliorations futures en imagerie moléculaire cardiaque du petit animal. © 2004 Elsevier SAS. Tous droits réservés. Abstract Objective. – Demonstrate the feasibility of ECG gated SPECT in the rat using a standard gamma camera. Methods. – Pinhole magnifying properties enabled to improve SPECT resolution significantly, by taking physical and geometrical effects into account in the matrix projection operator. We described the projection of each object voxel in the projection plane using the pinhole collimator geometry for each projection condition. Then, deconvolution of the projections is automatically achieved by solving the linear system given by the projection equations with the ART algorithm. With a standard gamma-camera (ARGUS, Philips) and a pinhole collimator (1.1 mm diameter), we performed SPECT on a resolution phantom and gated SPECT on adult anaesthetized (isoflurane) rats (Sprague– Dawley), with (n = 2) or without myocardial infarction (n = 2). For myocardial perfusion 550 MBq of 99mTc-MIBI were employed and for
* Auteur correspondant. Adresse e-mail : [email protected] (A. Constantinesco). © 2004 Elsevier SAS. Tous droits réservés. doi:10.1016/j.rbmret.2004.02.003
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ventriculography 550 MBq of 99mTc labelling red blood cells in vivo were used. We acquired 48 projections with a matrix size of 64 × 64 (16 phases/cycle) over 180° and 1 min for each projection. Results. – Phantom measurements show a clear increasing in tomographic spatial resolution (1.5 mm) and rat’s myocardial perfusion and ventricular function were obtained in normal and pathological conditions. Conclusion. – The reconstruction method demonstrates the feasibility of the technique and allows to discuss future improvements in small animal cardiac molecular imaging. © 2004 Elsevier SAS. Tous droits réservés. Mots clés : Imagerie moléculaire ; Myocarde ; Pinhole ; Rat ; TEMP(S) Keywords: Gated SPECT; Molecular imaging; Pinhole; Rat; Myocardium
1. Introduction Parmi les différentes méthodes d’imagerie moléculaire applicables au petit animal dans le cadre d’études pharmacologiques ou d’études des modifications du phénotype sur des animaux transgéniques [1,2], la tomographie d’émission monophotonique (TEMP(S)) devrait apporter, comme chez l’homme, une information fonctionnelle quantitative essentielle. Dans le cas du myocarde, l’utilisation de différents traceurs relatifs à la perfusion ou au marquage du sang permettrait une exploration détaillée des fonctions de l’organe dans des conditions normales ou pathologiques. Mais si la méthode s’est imposée chez l’homme par l’apport de cette information fonctionnelle, et ce malgré la faible résolution spatiale des gamma cameras, son application au rat demeure problématique au vu des dimensions des organes qui sont au moins de l’ordre de 1/10 par rapport à l’homme. Compte tenu des limites de détection de la gamma caméra, dont la résolution spatiale avec un collimateur parallèle est de l’ordre de 6 à 7 mm, il est nécessaire d’obtenir un effet de grossissement sur les projections scintigraphiques, sans lequel le flou dû à cette limite aura le même ordre de grandeur que les dimensions des ventricules du myocarde qui chez le rat sont de l’ordre du centimètre. Une solution consiste à utiliser un collimateur pinhole qui grossit la projection de l’objet d’étude à mesure que la distance entre le pinhole et cet objet diminue. Des images planaires de projection peuvent ainsi être obtenues, caractérisées par une déformation en dehors de l’axe et une difficulté d’orientation puisque ce système inverse l’image de l’objet d’étude (Fig. 1). En multipliant les prises de vue autour du volume étudié, il devient possible de réaliser une reconstruction tomographique, dont la mise en œuvre est cependant plus complexe que dans une reconstruction classique, avec collimateur parallèle. Pour des raisons géométriques, le calcul des opérateurs matriciels de projections, ainsi que le stockage des données, demandent une attention toute particulière. L’objectif de ce travail est de démontrer qu’avec un équipement standard des services de médecine nucléaire, il est possible d’obtenir chez le rat des images fonctionnelles cardiaques bien résolues moyennant l’emploi d’un collimateur pinhole de petit diamètre et d’un algorithme de reconstruction adapté à la géométrie conique correspondante.
Fig. 1. Illustration du grossissement obtenu par l’utilisation d’un collimateur pinhole.
2. Méthode 2.1. Modélisation Depuis les résultats mathématiques publiés par Radon en 1917 [3], nous savons qu’il est possible de reconstruire une distribution en 2D ou 3D à partir de ses projections respectivement 1D ou 2D, ceci dans le cas d’une projection perpendiculaire au plan de projection. Cette situation correspondant à la collimation parallèle, la théorie nécessitait d’être revue et adaptée à une géométrie conique qui est celle du scanner ou du collimateur pinhole. Cette reconstruction en géométrie conique s’appuie sur une théorie analytique comparable à celle de Radon, puisque fondée sur une transformation intégrale (la transformée rayons X) et permettant une adaptation numérique [4–6].
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Cependant, l’algèbre linéaire est elle aussi performante pour décrire, à l’aide d’un opérateur de projection matriciel, le phénomène physique de la détection du rayonnement émis par un objet. En plus de permettre l’introduction aisée d’effets physiques d’importance moindre par rapport à la composante géométrique du rayonnement détecté comme la diffusion, l’atténuation ou le diamètre effectif du pinhole [7,8], il est également possible de tenir compte du flou (l’image projetée d’un point est une tache et non un point) et surtout, cette modélisation algébrique tient compte de la nature discrète du problème, que ce soit dans les données (des images de projection pixellisées), les inconnues (on reconstruit un cube formé par des voxels) ou les conditions expérimentales, qui imposent un pas angulaire séparant chaque vue effectuée par la gamma caméra. Ce dernier point est sans doute le plus problématique entre la théorie analytique, qui suppose un nombre infini de vues, la trajectoire du pinhole décrivant une courbe continue, et la pratique, qui impose un nombre limité de vues, le plus souvent réparties suivant un cercle ou un arc de cercle. Ces arguments nous ont conduit à poser le problème sous forme algébrique. Il s’agit alors de choisir un cube qui contienne l’objet étudié, et qui lui-même est découpé en cubes élémentaires, appelés voxels, et qui sont les inconnues. À nombre de voxels égal, ce cube doit être le plus petit possible, de manière à améliorer la résolution tomographique (en mm/voxel). Le cube est à reconstruire à partir des projections, en réattribuant à chaque voxel son activité radioactive volumique. Dans le cas d’un échantillonnage de l’image de projection identique à celui du cube à reconstruire (taille N2 pour chaque projection, N3 pour le cube) et pour M projections acquises, les N2.M équations de projection relatives à chaque pixel peuvent être regroupées par angle de vue du détecteur, chaque équation matricielle Ri.f = pi décrivant une projection entière à la position i prise par le détecteur, i variant de 1 à M. Ainsi Ri est une matrice qui simule la projection des photons émis par chaque voxel à la ième position prise par le détecteur au cours de sa rotation autour de l’objet et a donc N3 colonnes et N2 lignes, f est le cube, un vecteur composé de N3 voxels et pi est la ième projection, un vecteur de N2 pixels. Dans la matrice Ri, le coefficient rk,j situé à la kème ligne et la jème colonne représente la proportion du rayonnement émis par le jème voxel sur le kème pixel (Fig. 2). Nous nous sommes limités, dans ce travail, au gain substantiel qui peut être obtenu par un calcul précis de la projection d’un voxel en tenant compte uniquement de la géométrie du collimateur, à l’exclusion des effets physiques ou du diamètre effectif du pinhole [7,8]. Ainsi la forme de la projection du voxel, qui correspond mathématiquement au support de la projection, c’est-à-dire au domaine sur lequel la projection est positive, la quantité globale de rayonnement émis par le voxel arrivant sur le détecteur et la répartition de ce rayonnement sur le support de la projection sont les trois éléments à connaître pour disposer de l’équivalent discret de la réponse impulsionnelle du détecteur. Ainsi, dans la matrice
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Fig. 2. Pour une matrice de projection Ri, 1≤ i ≤ M où M est le nombre total de projections, le coefficient rk,j représente la proportion du rayonnement provenant du voxel j et arrivant sur le pixel k par rapport à l’ensemble du rayonnement émis par le voxel j.
Ri, l’image de chaque voxel est d’abord calculée en recherchant le point de projection du centre du voxel passant par le centre du pinhole. Ce point nous donne le centre de la projection du voxel que nous convoluons avec une réponse impulsionnelle tenant compte de la taille du voxel (modèle de la boule inscrite, qui simplifie les calculs grâce à une invariance par rotation tout en gardant l’information de la taille du voxel), du diamètre du pinhole et sur laquelle on a appliqué un modèle d’intensité linéairement décroissant depuis le centre jusqu’au bord de la projection. Nous sommes de plus confrontés au cas de la géométrie conique qui n’autorise pas un découpage du problème 3D en problèmes 2D restreints à une seule coupe à la fois [7]. Il faut donc travailler avec des matrices Ri de taille N3 × N2, qui même avec une structure très creuse (taux de remplissage de l’ordre de 1/1000) ne permettent que difficilement de travailler avec N > 64 sur des machines courantes. À titre d’exemple, pour N = 128, une matrice de taille 1285 contient 34 milliards de coefficients, dont le stockage demanderait 137 Go. Travailler en matrices creuses (ne retenir que les coefficients non nuls) ne permet que de se ramener à une taille de l’ordre de 500 Mo. Des outils supplémentaires (factorisation de la réponse impulsionnelle, régions d’intérêts) devraient alors être utilisés pour réduire une nouvelle fois la taille des données. 2.2. Résolution du système Une fois posées comme grand système linéaire, les équations de projection se résolvent par les méthodes itératives usuelles, qui travaillent sur la différence entre projection acquise (le terme pi dans l’équation) et projection estimée (Ri.f(n), où n est le numéro de l’itérations). L’algorithme ART [9] a alors été adapté pour la reconstruction du volume f, qui
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est calculé à partir du traitement des projections acquises, dont l’ordre est choisi de telle sorte à minimiser le recouvrement des lignes de projection entre deux itérations successives. On traite donc successivement des projections acquises sur des plans perpendiculaires l’un à l’autre, en appliquant l’algorithme suivant : f共
n+1 兲
= f 共 兲 + M i共 pi − Ri共 f 共 n
n兲
兲兲
où la différence entre projection acquise et estimée est rétroprojetée et ajoutée à l’estimée d’ordre n de la solution pour obtenir l’estimée d’ordre n + 1. L’opérateur Mi employé ici est fondé sur l’opérateur de rétroprojection Rit mais on a normalisé ses coefficients pour ne pas redistribuer plus d’activité que ce qui a été compté, en divisant chaque terme de Rit par la somme de la ligne sur laquelle il se trouve. Nous avons arrêté les itérations après avoir traité trois fois toutes les projections. Ce nombre a été déterminé expérimentalement, lors de reconstructions tomographiques appliquées à des fantômes informatiques, des fantômes physiques et des expériences in vivo au cours desquelles nous avons constaté qu’un nombre supérieur d’itérations n’apportait plus d’information supplémentaire. 2.3. Matériel utilisé et conditions d’acquisition Les projections 64 × 64 ont été acquises après correction du centre de rotation avec une caméra ARGUS Philips, équipée d’un collimateur pinhole d’ouverture 1,1 mm et à une distance focale de 26 cm de la surface du détecteur. Une fenêtre de 20 % centrée sur le pic photoélectrique de 140 keV du Technétium 99métastable a été employée. Les acquisitions se sont déroulées en mode synchronisé à l’ECG (16 phases temporelles par cycle cardiaque) avec 48 projections d’une minute chacune sur 180° de l’incidence latérale droite à l’incidence latérale gauche avec un rayon de rotation de 7 cm. Le champ de vue reconstruit avait 50 mm d’arête, ce qui pour N = 64 (643 voxels dans le volume reconstruit) donne une taille de voxel de 0,78 mm. 2.4. Fantômes Un fantôme de barres de diamètre constant, égal à 2 mm et d’écartement variable entre 8,9 et 0,9 mm a été construit pour comparer la résolution spatiale obtenue en mode planaire et celle de la reconstruction tomographique en employant l’algorithme itératif décrit précédemment, dans des conditions d’acquisition comparables à celles des myocardes de rats. 2.5. Préparation des rats et radiotraceurs utilisés Des rats Sprague-Dawley adultes (300–350 g) avec (n = 2) ou sans (n = 2) infarctus du myocarde ont été étudiés. Les infarctus du myocarde ont été réalisés par ligature de l’artère interventriculaire trois semaines avant l’examen tomoscintigraphique. Les animaux ont été maintenus sous anesthésie gazeuse à l’isoflurane pour garantir leur immobilité tout au
long de l’examen scintigraphique. Ainsi la fréquence cardiaque moyenne enregistrée pour tous les rats pendant les examens scintigraphiques a été de 320 cycles par minute. Deux traceurs avec une activité moyenne de 550 MBq ont été utilisés (chez le même animal à une semaine d’intervalle) : le 99m Tc-SESTAMIBI (Bristol Myers Squibb) pour les images de perfusion de la paroi du myocarde et les globules rouges marqués au 99mTc in vivo (Cis-Bio international, Schering, Paris) pour les images cavitaires. Dans tous les cas, les traceurs ont été injectés dans la veine fémorale après cathétérisation et avec des volumes inférieurs à 1 mL.
3. Résultats La FWHM, largeur à mi-hauteur de la réponse impulsionnelle, a été mesurée sur le système pour un pinhole de diamètre 1,1 mm. Un fil trempé dans une solution de 99mTc pertechnétate a fourni une source linéique dont la largeur de l’image planaire de projection mesurée à mi-hauteur et rapportée au champ de vue en tenant compte du grossissement nous a donné une résolution de 2,0 mm à une distance objet–pinhole de 60 mm. Pour juger de la qualité de la reconstruction tomographique, le fantôme de barres décrit ci-dessus a été utilisé. La comparaison des images de projection et tomographiques permet de constater que ces dernières ne sont pas dégradées et que la résolution tomographique est sensiblement la même que la résolution planaire (Fig. 3). Les images de perfusion du myocarde obtenues après reconstruction et réorientation suivant les axes propres du cœur témoignent de la capacité de la collimation pinhole à résoudre anatomiquement la perfusion des parois du ventricule gauche (VG) du myocarde normal de rat (Fig. 4). Les images seuillées des volumes télésystolique et télédiastolique (au seuil de 50 % habituellement utilisé en médecine nucléaire) montrent les contours des surfaces endocardiques et épicardiques correspondantes permettant le calcul des volumes ventriculaires et la détermination de la fraction d’éjection (Fig. 4). Dans le cas d’un infarctus expérimental du myocarde, la Fig. 5 démontre clairement la localisation antéro-apicale et l’étendue de la zone infarcie par rapport au myocarde viable (résultant de l’application sur les images reconstruites du logiciel Entegra version 2.0318, GE Medical Systems, Buc France). De même les images cavitaires de la Fig. 6, après radiomarquage des globules rouges, montrent chez l’animal normal et sur une coupe petit axe, que les ventricules gauche et droit sont bien séparés et permettent le calcul des courbes de fraction d’éjection. La reconstruction volumique (après application sur les images reconstruites du logiciel Entegra version 2.0318, GE Medical Systems, Buc France) met bien en évidence en télésystole l’expansion paradoxale antérolatéro-apicale de la paroi du ventricule gauche chez l’un des deux animaux porteur d’un infarctus expérimental (Fig. 7).
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Fig. 3. Mesure de la résolution planaire à l’aide d’une source linéique composée d’un fil trempé dans une solution de 99mTc pertechnétate. Pour un pinhole de diamètre 1,1 mm, la FWHM est mesurée à 2,0 mm (image de projection et profil (a)) pour une distance objet–pinhole de 60 mm. Sur le fantôme de barres de 2 mm de diamètre remplies d’une solution de 99mTc pertechnétate acquis en mode tomographique avec un collimateur pinhole d’ouverture 1,1 mm, on constate que le niveau de détail perceptible entre les images de projection et les images de la reconstruction tomographique reste sensiblement le même. Ainsi, l’écart entre les tubes les plus proches est ici de 0,9 mm (par construction du fantôme) et demeure visible sur l’image de projection et un profil d’activité (b). Sur une coupe de la reconstruction tomographique, ces mêmes tubes peuvent être distingués et le profil correspondant est comparable à celui obtenu en planaire (c). Il n’y a donc pas de dégradation de la résolution entre les images planaires et tomographiques.
Fig. 4. Rat normal, reconstruction de trois coupes médio-ventriculaires gauches de la perfusion myocardique au 99mTc SESTAMIBI en télédiastole, grand axe, quatre cavités et petit axe (a) ; visualisation 3D des contours du ventricule gauche en diastole(b) et en systole (c).
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Fig. 5. Rat pathologique porteur d’un infarctus antéro-latéro-apical du ventricule gauche (cf. flèche) sur une coupe petit axe médio-ventriculaire en télédiastole de la perfusion myocardique au 99mTc Sestamibi (a) ; visualisation 3D des segments du myocarde gauche ou l’absence de fixation du 99mTc Sestamibi traduit l’étendue de l’infarctus (b).
4. Discussion 4.1. Taille des matrices et capacités mémoire pour la reconstruction Puisque le problème de la tomographie 3D en géométrie conique ne peut pas être séparé en plusieurs problèmes 2D, la taille des matrices de projection peut constituer une limite : une discrétisation de (642 pixels, 643 voxels) donne une matrice à 645 coefficients qui occupe alors plusieurs Go de mémoire. En travaillant avec des matrices creuses comme nous l’avons fait, la taille de chaque matrice n’est plus que d’un centième de sa taille originale, ce qui permet d’effectuer la reconstruction sur un ordinateur doté d’1 Go de mémoire (PowerMac G3). Les temps de calculs élevés, de l’ordre de trois heures pour une reconstruction, peuvent être largement améliorés en programmant en langage compilé (le programme actuel a été écrit en Matlab) et en optimisant le
Fig. 6. Rat normal, coupe petit axe télédiastolique médio-ventriculaire passant par les ventricules droit (VD) et gauche (VG) après radiomarquage des globules rouges au 99mTc. Courbes de fraction d’éjection des deux ventricules (en pointillés pour le VG et en trait plein pour le VD) et valeurs des fractions d’éjections (FE) correspondantes (b).
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tiquement, l’opérateur de projection devient alors nonlinéaire (i.e. P(O1 + O2) ≠ P(O1) + P(O2), où P est l’opérateur de projection et O1 et O2 sont deux distributions d’activité. Il faut alors, pour résoudre le problème, soit utiliser une carte a priori (atténuation uniforme dépendant de la distance source–pinhole ou atténuation mesurée par tomographie par transmission) dont on va tenir compte dans l’opérateur de projection, soit calculer l’atténuation itérativement, en fonction de ce qui a déjà été reconstruit lors des premières itérations [21]. Ainsi malgré un rayon de rotation extrêmement petit (20 mm) qui assure un grossissement moyen d’un facteur 12, [13] n’obtient qu’une résolution tomographique supérieure à 1,1 mm en raison d’une correction incomplète du centre de rotation, une absence de prise en compte du diamètre effectif du pinhole et surtout une méthode de rétroprojection filtrée ne tenant pas compte de la réponse impulsionnelle. 4.3. Amélioration de la sensibilité Fig. 7. Rat pathologique porteur d’un infarctus antéro-latéro-apical du ventricule gauche, visualisation 3D des ventricules droit et gauche en télésystole (les volumes télédiastoliques sont en maillage) et après radiomarquage des globules rouges au 99mTc où l’expansion paradoxale de la paroi antérolatéro-apicale démontre l’anévrisme consécutif à l’infarctus (b).
stockage des coefficients par une exploitation des symétries et une adaptation du maillage à la géométrie du problème. Ces améliorations font l’objet de la suite de nos travaux. 4.2. Évolution de l’algorithme de reconstruction et résolution spatiale À l’échelle du rat ou plus encore de la souris, un soin tout particulier doit être apporté à la méthode de reconstruction tomographique [10]. Le flou provenant de la réponse impulsionnelle du détecteur muni d’un collimateur pinhole d’ouverture non infiniment petite s’accroît dans des proportions comparables au grossissement obtenu à mesure que l’objet est rapproché du pinhole. Il est donc absolument nécessaire de modéliser au mieux la réponse impulsionnelle pour rectifier ce flou, en tenant notamment compte du fait que la réponse varie en géométrie en fonction de la profondeur, et en intensité en fonction de la profondeur et de l’angle sous lequel est vu le détecteur (Fig. 2) [11]. D’autres paramètres devraient aussi permettre une amélioration de la résolution spatiale (voir aussi [12] pour la discussion concernant les différentes résolutions scintigraphiques), s’ils sont pris en compte, comme le diamètre effectif du pinhole [7] pour modéliser la pénétration des photons à travers les parties les plus fines du collimateur, c’est-à-dire autour du trou et la correction du rayon de rotation [13] qui modélise d’éventuelles imprécisions dans le mouvement de la caméra autour de l’axe et les corrections de diffusion et d’atténuation [7,8]. Notons que cette dernière est la plus difficile à modéliser puisqu’elle demande une connaissance a priori de la carte d’atténuation de l’objet d’étude. Mathéma-
Le multi-pinhole TEMP(S) décrit chez [14] est un compromis entre le simple pinhole et l’ouverture codée. Le nombre réduit de trous (de 7 à 14) permet de faire une reconstruction fondée sur l’inversion d’un opérateur de projection qui tient compte de toutes les ouvertures. De plus, l’objet peut être placé beaucoup plus près que pour l’ouverture codée : le rayon de rotation est ici de 45 mm, ce qui permet un grossissement d’un facteur 2,5 sans que l’image projetée ne dépasse du détecteur. La sensibilité, moins bonne que pour l’ouverture codée à distance égale, bénéficie aussi de la distance objet–pinholes réduite [14]. Le facteur de grossissement donne une FWHM d’environ 2 mm, ce qui rend ce dispositif intéressant pour l’examen corps entier du petit animal, celui-ci étant en plus favorisé par le champ de vue cylindrique, et non sphérique comme pour le simple pinhole. 4.4. Comparaison des résultats par rapport à l’état de l’art en micro-imagerie TEMP(S) in vivo du myocarde du petit animal Les conditions techniques d’acquisition en micro imagerie TEMP(S) du myocarde, citées dans la littérature, sont rassemblées dans le Tableau 1 pour faciliter leur comparaison avec nos conditions expérimentales et nos résultats. Il existe trois approches pour obtenir les différentes projections scintigraphiques préalables à la reconstruction. La première consiste à garder la gamma caméra fixe et à faire tourner un support, en général cylindrique et vertical, contenant l’animal (rat ou souris) [13,15,16]. La seconde consiste, comme dans ce travail, à faire tourner la gamma caméra autour du support horizontal de l’animal [17,19]. La troisième, enfin, consiste à disposer autant de caméras que le permet la longueur minimale du cercle sur lequel sont disposés les pinholes autour du support de l’animal. Ceci revient à prédéterminer un « rayon » de rotation qui sera inchangeable
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Tableau 1 Comparaison des conditions expérimentales publiées en micro imagerie cardiaque TEMP(S) du petit animal Réf. [18] [15] [16] [17] [19] [13] [20] Ce travail
Nombre de têtes et type caméra 4 (Hitachi 2000H) 1 (Siemens ZLC) 24 (camera dédiée : FASTSPECT) 1 (Toshiba GCA901/HG) 4 (Hitachi 2000H) 1 (caméra dédiée : Lumagem) 1(–) 1 (ARGUS Philips)
Diamètre pinhole (mm) 1 0,5 1
Distance focale (mm) 140 210 –
Rayon rotation (mm) 40 25 –
Algorithme
Durée examen (minutes) 64 60 10
Anes.
FPR Feldkamp MLEM
Synchro ECG n 8 im/cycle n
Pento Iso Pento
Rot. cam/Rot. lit o/n n/o n/n
2
–
40
Feldkamp
n
15
Pento
o/n
1 1 et 3
130–140 90
40 25–40
FPR MLEM
n n
64 64–128
Pento Pento
o/n n/o
3 1,1
165 260
44 70
OSEM ART
16 im/cycle 30 16 im/cycle 48
Pento Iso
o/n o/n
Nb, nombre ; FPR, algorithme de reconstruction Fan to Parallel ; Feldkamp, algorithme de reconstruction de Feldkamp ; MLEM, algorithme de reconstruction Maximum Likelihood Expectation Maximisation ; OSEM, algorithme de reconstruction Ordered Subset Expectation Maximisation ; ART, algorithme de reconstruction Algebraic Reconstruction Technique ; (–), non précisé ; o, oui ; n, non ; Anes., type d’anesthésie ; Pento., pentobarbital ; Iso., isoflurane ; Rot. cam, rotation de la caméra ; Rot. lit, rotation du lit d’examen
a posteriori, [18,19]. Dans la première approche, qui présente l’avantage de conserver précisément l’axe de rotation pendant l’examen, la stabilité des électrodes de synchronisation ECG n’est pas garantie pendant la rotation. Par ailleurs, d’un point de vue physiologique, l’animal n’est évidemment pas en situation normale de repos pendant l’examen. Dans la deuxième approche, où la caméra tourne autour de l’animal, la mise en place des électrodes ECG est simple. La difficulté peut provenir de la variation du centre de rotation pendant l’examen, liée au poids de la caméra pour les caméras tournantes, nécessitant une correction des projections avant reconstruction. La troisième approche favorise la rapidité de l’examen et évite tout mouvement mécanique des caméras ou du support de l’animal au détriment d’une résolution spatiale fixe en raison d’un champ de vue fixe. L’anesthésie, qu’elle soit réalisée par un barbiturique injectable (pentobarbital) ou gazeuse (isoflurane), est cardiodépressive ce qui implique un dosage précautionneux afin d’interférer le moins possible avec la fonction cardiaque. Par ailleurs, les barbituriques ne sont pas favorables à une immobilité stricte du rat pendant toute la durée de l’examen, qui peut prendre de 40 à 90 minutes (Tableau 1), et l’anesthésie gazeuse doit être recommandée car elle a permis, dans notre expérience, une parfaite immobilité et une fréquence cardiaque stable contribuant à un meilleur confort de l’animal. En ce qui concerne l’analyse in vivo de la perfusion du myocarde chez le petit animal, il n’y a, à notre connaissance, qu’une seule étude publiée de la faisabilité de l’imagerie TEMP(S) chez la souris normale [15] et seule l’équipe de Vanhove et al. [20] a présenté récemment des résultats analogues aux nôtres concernant le rat, en perfusion comme en ventriculographie, sur une gamma caméra standard munie d’un collimateur pinhole avec 16 images par cycle cardiaque et une reconstruction algébrique (OS-EM). Plusieurs travaux ont cependant déjà démontré dans le passé l’intérêt de la micro-imagerie TEMP(S) de la perfusion et son excellente corrélation avec l’histologie dans le cadre de l’infarctus du myocarde chez le rat [16–18]. Comme on peut le constater (Tableau 1), les
systèmes dédiés à la micro-imagerie TEMP(S) sont dans l’ensemble encore peu nombreux par rapport à l’emploi de gamma caméras standards et nos résultats montrent, pour la première fois, qu’une synchronisation à 16 images par cycle cardiaque avec une résolution spatiale suffisante et comparable à celles obtenues par les autres équipes, est accessible avec un équipement classique, ce qui ouvre des perspectives intéressantes pour l’analyse fine de la cinétique pariétale couplée à celle de la perfusion du ventricule gauche chez le rat, en particulier dans les modèles d’ischémie. En ce qui concerne le myocarde de souris il sera certainement nécessaire de recourir à un équipement dédié compte tenu de la résolution spatiale à atteindre, qui se doit d’être submillimétrique. 4.5. Influence de l’activité administrée et radiosensibilité Plusieurs questions importantes, et non encore complètement résolues, concernent l’activité qu’il faut administrer pour obtenir des images interprétables en micro-imagerie in vivo du petit animal. Même si le facteur d’échelle entre les organes de l’homme et ceux du petit animal (rat et plus encore souris) est compris entre 1/10 et 1/1000, les activités employées en micro-imagerie ne suivent pas la règle simple de la proportionnalité par rapport au poids et doivent être du même ordre de grandeur que pour l’imagerie humaine si l’on désire atteindre la résolution spatiale nécessaire [22,23]. Il se pose alors deux questions. La première est d’être certain que la dose de traceur administré reste une dose traceuse et non une dose pharmacologique pouvant entraîner des différences de comportement des fonctions étudiées. La seconde est d’être sûr que les activités administrées, surtout si elles sont répétées chez le même animal dans le cas d’études longitudinales, n’entraînent pas de lésions cellulaires ou tissulaires dues à la radiosensibilité cellulaire. 5. Conclusion La micro-imagerie des rongeurs est certainement l’un des outils capable d’étudier in vivo les mécanismes moléculaires
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mais aussi cellulaires et tissulaires impliqués dans les modèles animaux de nombreuses pathologies et d’analyser spécifiquement le rôle des agents thérapeutiques appropriés. Cette imagerie est non invasive, répétitive, et devrait être quantitative. Parmi les différentes techniques disponibles (scanner X, IRM, échographie, imagerie optique, TEP et TEMP(S)), la micro-imagerie employant des radio-isotopes a un avantage unique par rapport aux autres méthodes. Elle possède intrinsèquement une très grande sensibilité de détection (de l’ordre de la picomole) contrairement, par exemple, à l’IRM dont la sensibilité de détection est de l’ordre de la centaine de micromoles. Des deux techniques d’imagerie isotopique (micro TEP et micro TEMP(S)), c’est la micro-imagerie TEMP(S), qui même si elle bénéficie de la disponibilité d’un grand nombre de radiopharmaceutiques à demi-vie suffisamment longue, est en fait la moins répandue car son emploi est supposé limité à l’imagerie humaine compte tenu de la faible résolution spatiale des gamma caméras. L’emploi de collimateurs pinholes de très petit diamètre démontre clairement que la résolution spatiale tomographique en micro TEMP(S) sera certainement supérieure à celle que l’on pourra atteindre en micro TEP et qui reste pour l’instant limitée à 1,34 mm du fait du libre parcours moyen du positon qui est d’environ 1,5 mm. Ce travail a permis de démontrer la faisabilité de la tomographie d’émission monophotonique synchronisée à l’ECG (TEMP(S)) pour l’imagerie fonctionnelle cardiaque chez le rat en employant une gamma caméra standard équipée d’un collimateur pinhole et en utilisant un algorithme de reconstruction de type ART tenant compte de la géométrie conique du collimateur. Une optimisation du programme de reconstruction devrait encore apporter un gain substantiel dans la résolution spatiale en autorisant l’exploitation de données 128 × 128 pixels. Il faudra pour cela prendre en compte plusieurs propriétés physiques et opérationnelles supplémentaires comme l’atténuation et la diffusion, le diamètre effectif du pinhole, la symétrie et la factorisation possible de l’opérateur matriciel permettant de diminuer le volume de l’information.
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Remerciements V. Israel-Jost bénéficie d’une bourse de thèse cofinancée par la région Alsace et Siemens. Merci également à CIS-BIO International SCHERING ainsi qu’aux manipulateurs du service de biophysique et médecine nucléaire de l’hôpital de Hautepierre pour leur aide et leur disponibilité : C. Clauss, A. Hahn, C. Hampele, C. Hohwiller, C. Tressol , C. Camarasa et J.M. Fritsch.
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Article original
Faisabilité de la tomoscintigraphie synchronisée cardiaque chez le rat avec une gamma caméra standard Feasibility of rat myocardial gated SPECT using a standard gamma camera V. Israel-Jost a,b, L. Monassier c, P. Choquet a, C. Blondet a, E. Sonnendrücker b, A. Constantinesco a,* a
Service de biophysique et médecine nucléaire, hôpital de Hautepierre, 1, avenue Molière, 67098 Strasbourg cedex, France b Institut de recherche mathématique avancée de Strasbourg, 7, rue René-Descartes, 67084 Strasbourg cedex, France c Inserm U333, 11, rue Humann, 67085 Strasbourg cedex, France Reçu le 29 septembre 2003 ; accepté le 20 février 2004
Résumé Objectif. – Démontrer la faisabilité de la tomographie d’émission monophotonique synchronisée à l’ECG (TEMPS) chez le rat avec une gamma caméra standard. Méthodes. – Les propriétés optiques du collimateur pinhole permettent d’augmenter la résolution à condition de tenir compte de la géométrie et des effets physiques correspondants dans l’opérateur matriciel de projection. Nous avons développé un algorithme de reconstruction qui décrit l’image de chaque voxel de l’objet sur le plan de détection en calculant sa projection à travers le collimateur pinhole en tenant compte des conditions géométriques de l’acquisition tomographique. Une déconvolution des projections est faite ensuite en résolvant, par la méthode ART, le système linéaire des équations de projection. Des projections 64 × 64 ont été acquises avec une gamma caméra ARGUS Philips équipée d’un collimateur pinhole d’ouverture 1,1 mm sur un fantôme de résolution puis en mode synchronisé à l’ECG (16 phases temporelles par cycle cardiaque, 48 projections de 1 minute sur 180°) sur le rat sain (n = 2) ou porteur d’un infarctus du myocarde réalisé chirurgicalement (n = 2). Deux traceurs (d’activité moyenne 550 MBq) ont été utilisés chez le rat adulte (Sprague-Dawley) maintenu sous anesthésie gazeuse à l’isoflurane. Le 99mTc-MIBI a été employé pour les images de perfusion du myocarde et les globules rouges marqués in vivo au technétium pour les images cavitaires. Résultats. – La résolution spatiale tomographique permet d’atteindre 1,5 mm sur fantôme. Des images bien résolues ont été obtenues chez le rat normal et pathologique. Conclusion. – La méthode de reconstruction décrite démontre la faisabilité de la technique autorisant l’analyse détaillée de la perfusion et de la fonction myocardique chez le rat normal et pathologique et permet de discuter les améliorations futures en imagerie moléculaire cardiaque du petit animal. © 2004 Elsevier SAS. Tous droits réservés. Abstract Objective. – Demonstrate the feasibility of ECG gated SPECT in the rat using a standard gamma camera. Methods. – Pinhole magnifying properties enabled to improve SPECT resolution significantly, by taking physical and geometrical effects into account in the matrix projection operator. We described the projection of each object voxel in the projection plane using the pinhole collimator geometry for each projection condition. Then, deconvolution of the projections is automatically achieved by solving the linear system given by the projection equations with the ART algorithm. With a standard gamma-camera (ARGUS, Philips) and a pinhole collimator (1.1 mm diameter), we performed SPECT on a resolution phantom and gated SPECT on adult anaesthetized (isoflurane) rats (Sprague– Dawley), with (n = 2) or without myocardial infarction (n = 2). For myocardial perfusion 550 MBq of 99mTc-MIBI were employed and for
* Auteur correspondant. Adresse e-mail : [email protected] (A. Constantinesco). © 2004 Elsevier SAS. Tous droits réservés. doi:10.1016/j.rbmret.2004.02.003
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ventriculography 550 MBq of 99mTc labelling red blood cells in vivo were used. We acquired 48 projections with a matrix size of 64 × 64 (16 phases/cycle) over 180° and 1 min for each projection. Results. – Phantom measurements show a clear increasing in tomographic spatial resolution (1.5 mm) and rat’s myocardial perfusion and ventricular function were obtained in normal and pathological conditions. Conclusion. – The reconstruction method demonstrates the feasibility of the technique and allows to discuss future improvements in small animal cardiac molecular imaging. © 2004 Elsevier SAS. Tous droits réservés. Mots clés : Imagerie moléculaire ; Myocarde ; Pinhole ; Rat ; TEMP(S) Keywords: Gated SPECT; Molecular imaging; Pinhole; Rat; Myocardium
1. Introduction Parmi les différentes méthodes d’imagerie moléculaire applicables au petit animal dans le cadre d’études pharmacologiques ou d’études des modifications du phénotype sur des animaux transgéniques [1,2], la tomographie d’émission monophotonique (TEMP(S)) devrait apporter, comme chez l’homme, une information fonctionnelle quantitative essentielle. Dans le cas du myocarde, l’utilisation de différents traceurs relatifs à la perfusion ou au marquage du sang permettrait une exploration détaillée des fonctions de l’organe dans des conditions normales ou pathologiques. Mais si la méthode s’est imposée chez l’homme par l’apport de cette information fonctionnelle, et ce malgré la faible résolution spatiale des gamma cameras, son application au rat demeure problématique au vu des dimensions des organes qui sont au moins de l’ordre de 1/10 par rapport à l’homme. Compte tenu des limites de détection de la gamma caméra, dont la résolution spatiale avec un collimateur parallèle est de l’ordre de 6 à 7 mm, il est nécessaire d’obtenir un effet de grossissement sur les projections scintigraphiques, sans lequel le flou dû à cette limite aura le même ordre de grandeur que les dimensions des ventricules du myocarde qui chez le rat sont de l’ordre du centimètre. Une solution consiste à utiliser un collimateur pinhole qui grossit la projection de l’objet d’étude à mesure que la distance entre le pinhole et cet objet diminue. Des images planaires de projection peuvent ainsi être obtenues, caractérisées par une déformation en dehors de l’axe et une difficulté d’orientation puisque ce système inverse l’image de l’objet d’étude (Fig. 1). En multipliant les prises de vue autour du volume étudié, il devient possible de réaliser une reconstruction tomographique, dont la mise en œuvre est cependant plus complexe que dans une reconstruction classique, avec collimateur parallèle. Pour des raisons géométriques, le calcul des opérateurs matriciels de projections, ainsi que le stockage des données, demandent une attention toute particulière. L’objectif de ce travail est de démontrer qu’avec un équipement standard des services de médecine nucléaire, il est possible d’obtenir chez le rat des images fonctionnelles cardiaques bien résolues moyennant l’emploi d’un collimateur pinhole de petit diamètre et d’un algorithme de reconstruction adapté à la géométrie conique correspondante.
Fig. 1. Illustration du grossissement obtenu par l’utilisation d’un collimateur pinhole.
2. Méthode 2.1. Modélisation Depuis les résultats mathématiques publiés par Radon en 1917 [3], nous savons qu’il est possible de reconstruire une distribution en 2D ou 3D à partir de ses projections respectivement 1D ou 2D, ceci dans le cas d’une projection perpendiculaire au plan de projection. Cette situation correspondant à la collimation parallèle, la théorie nécessitait d’être revue et adaptée à une géométrie conique qui est celle du scanner ou du collimateur pinhole. Cette reconstruction en géométrie conique s’appuie sur une théorie analytique comparable à celle de Radon, puisque fondée sur une transformation intégrale (la transformée rayons X) et permettant une adaptation numérique [4–6].
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Cependant, l’algèbre linéaire est elle aussi performante pour décrire, à l’aide d’un opérateur de projection matriciel, le phénomène physique de la détection du rayonnement émis par un objet. En plus de permettre l’introduction aisée d’effets physiques d’importance moindre par rapport à la composante géométrique du rayonnement détecté comme la diffusion, l’atténuation ou le diamètre effectif du pinhole [7,8], il est également possible de tenir compte du flou (l’image projetée d’un point est une tache et non un point) et surtout, cette modélisation algébrique tient compte de la nature discrète du problème, que ce soit dans les données (des images de projection pixellisées), les inconnues (on reconstruit un cube formé par des voxels) ou les conditions expérimentales, qui imposent un pas angulaire séparant chaque vue effectuée par la gamma caméra. Ce dernier point est sans doute le plus problématique entre la théorie analytique, qui suppose un nombre infini de vues, la trajectoire du pinhole décrivant une courbe continue, et la pratique, qui impose un nombre limité de vues, le plus souvent réparties suivant un cercle ou un arc de cercle. Ces arguments nous ont conduit à poser le problème sous forme algébrique. Il s’agit alors de choisir un cube qui contienne l’objet étudié, et qui lui-même est découpé en cubes élémentaires, appelés voxels, et qui sont les inconnues. À nombre de voxels égal, ce cube doit être le plus petit possible, de manière à améliorer la résolution tomographique (en mm/voxel). Le cube est à reconstruire à partir des projections, en réattribuant à chaque voxel son activité radioactive volumique. Dans le cas d’un échantillonnage de l’image de projection identique à celui du cube à reconstruire (taille N2 pour chaque projection, N3 pour le cube) et pour M projections acquises, les N2.M équations de projection relatives à chaque pixel peuvent être regroupées par angle de vue du détecteur, chaque équation matricielle Ri.f = pi décrivant une projection entière à la position i prise par le détecteur, i variant de 1 à M. Ainsi Ri est une matrice qui simule la projection des photons émis par chaque voxel à la ième position prise par le détecteur au cours de sa rotation autour de l’objet et a donc N3 colonnes et N2 lignes, f est le cube, un vecteur composé de N3 voxels et pi est la ième projection, un vecteur de N2 pixels. Dans la matrice Ri, le coefficient rk,j situé à la kème ligne et la jème colonne représente la proportion du rayonnement émis par le jème voxel sur le kème pixel (Fig. 2). Nous nous sommes limités, dans ce travail, au gain substantiel qui peut être obtenu par un calcul précis de la projection d’un voxel en tenant compte uniquement de la géométrie du collimateur, à l’exclusion des effets physiques ou du diamètre effectif du pinhole [7,8]. Ainsi la forme de la projection du voxel, qui correspond mathématiquement au support de la projection, c’est-à-dire au domaine sur lequel la projection est positive, la quantité globale de rayonnement émis par le voxel arrivant sur le détecteur et la répartition de ce rayonnement sur le support de la projection sont les trois éléments à connaître pour disposer de l’équivalent discret de la réponse impulsionnelle du détecteur. Ainsi, dans la matrice
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Fig. 2. Pour une matrice de projection Ri, 1≤ i ≤ M où M est le nombre total de projections, le coefficient rk,j représente la proportion du rayonnement provenant du voxel j et arrivant sur le pixel k par rapport à l’ensemble du rayonnement émis par le voxel j.
Ri, l’image de chaque voxel est d’abord calculée en recherchant le point de projection du centre du voxel passant par le centre du pinhole. Ce point nous donne le centre de la projection du voxel que nous convoluons avec une réponse impulsionnelle tenant compte de la taille du voxel (modèle de la boule inscrite, qui simplifie les calculs grâce à une invariance par rotation tout en gardant l’information de la taille du voxel), du diamètre du pinhole et sur laquelle on a appliqué un modèle d’intensité linéairement décroissant depuis le centre jusqu’au bord de la projection. Nous sommes de plus confrontés au cas de la géométrie conique qui n’autorise pas un découpage du problème 3D en problèmes 2D restreints à une seule coupe à la fois [7]. Il faut donc travailler avec des matrices Ri de taille N3 × N2, qui même avec une structure très creuse (taux de remplissage de l’ordre de 1/1000) ne permettent que difficilement de travailler avec N > 64 sur des machines courantes. À titre d’exemple, pour N = 128, une matrice de taille 1285 contient 34 milliards de coefficients, dont le stockage demanderait 137 Go. Travailler en matrices creuses (ne retenir que les coefficients non nuls) ne permet que de se ramener à une taille de l’ordre de 500 Mo. Des outils supplémentaires (factorisation de la réponse impulsionnelle, régions d’intérêts) devraient alors être utilisés pour réduire une nouvelle fois la taille des données. 2.2. Résolution du système Une fois posées comme grand système linéaire, les équations de projection se résolvent par les méthodes itératives usuelles, qui travaillent sur la différence entre projection acquise (le terme pi dans l’équation) et projection estimée (Ri.f(n), où n est le numéro de l’itérations). L’algorithme ART [9] a alors été adapté pour la reconstruction du volume f, qui
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est calculé à partir du traitement des projections acquises, dont l’ordre est choisi de telle sorte à minimiser le recouvrement des lignes de projection entre deux itérations successives. On traite donc successivement des projections acquises sur des plans perpendiculaires l’un à l’autre, en appliquant l’algorithme suivant : f共
n+1 兲
= f 共 兲 + M i共 pi − Ri共 f 共 n
n兲
兲兲
où la différence entre projection acquise et estimée est rétroprojetée et ajoutée à l’estimée d’ordre n de la solution pour obtenir l’estimée d’ordre n + 1. L’opérateur Mi employé ici est fondé sur l’opérateur de rétroprojection Rit mais on a normalisé ses coefficients pour ne pas redistribuer plus d’activité que ce qui a été compté, en divisant chaque terme de Rit par la somme de la ligne sur laquelle il se trouve. Nous avons arrêté les itérations après avoir traité trois fois toutes les projections. Ce nombre a été déterminé expérimentalement, lors de reconstructions tomographiques appliquées à des fantômes informatiques, des fantômes physiques et des expériences in vivo au cours desquelles nous avons constaté qu’un nombre supérieur d’itérations n’apportait plus d’information supplémentaire. 2.3. Matériel utilisé et conditions d’acquisition Les projections 64 × 64 ont été acquises après correction du centre de rotation avec une caméra ARGUS Philips, équipée d’un collimateur pinhole d’ouverture 1,1 mm et à une distance focale de 26 cm de la surface du détecteur. Une fenêtre de 20 % centrée sur le pic photoélectrique de 140 keV du Technétium 99métastable a été employée. Les acquisitions se sont déroulées en mode synchronisé à l’ECG (16 phases temporelles par cycle cardiaque) avec 48 projections d’une minute chacune sur 180° de l’incidence latérale droite à l’incidence latérale gauche avec un rayon de rotation de 7 cm. Le champ de vue reconstruit avait 50 mm d’arête, ce qui pour N = 64 (643 voxels dans le volume reconstruit) donne une taille de voxel de 0,78 mm. 2.4. Fantômes Un fantôme de barres de diamètre constant, égal à 2 mm et d’écartement variable entre 8,9 et 0,9 mm a été construit pour comparer la résolution spatiale obtenue en mode planaire et celle de la reconstruction tomographique en employant l’algorithme itératif décrit précédemment, dans des conditions d’acquisition comparables à celles des myocardes de rats. 2.5. Préparation des rats et radiotraceurs utilisés Des rats Sprague-Dawley adultes (300–350 g) avec (n = 2) ou sans (n = 2) infarctus du myocarde ont été étudiés. Les infarctus du myocarde ont été réalisés par ligature de l’artère interventriculaire trois semaines avant l’examen tomoscintigraphique. Les animaux ont été maintenus sous anesthésie gazeuse à l’isoflurane pour garantir leur immobilité tout au
long de l’examen scintigraphique. Ainsi la fréquence cardiaque moyenne enregistrée pour tous les rats pendant les examens scintigraphiques a été de 320 cycles par minute. Deux traceurs avec une activité moyenne de 550 MBq ont été utilisés (chez le même animal à une semaine d’intervalle) : le 99m Tc-SESTAMIBI (Bristol Myers Squibb) pour les images de perfusion de la paroi du myocarde et les globules rouges marqués au 99mTc in vivo (Cis-Bio international, Schering, Paris) pour les images cavitaires. Dans tous les cas, les traceurs ont été injectés dans la veine fémorale après cathétérisation et avec des volumes inférieurs à 1 mL.
3. Résultats La FWHM, largeur à mi-hauteur de la réponse impulsionnelle, a été mesurée sur le système pour un pinhole de diamètre 1,1 mm. Un fil trempé dans une solution de 99mTc pertechnétate a fourni une source linéique dont la largeur de l’image planaire de projection mesurée à mi-hauteur et rapportée au champ de vue en tenant compte du grossissement nous a donné une résolution de 2,0 mm à une distance objet–pinhole de 60 mm. Pour juger de la qualité de la reconstruction tomographique, le fantôme de barres décrit ci-dessus a été utilisé. La comparaison des images de projection et tomographiques permet de constater que ces dernières ne sont pas dégradées et que la résolution tomographique est sensiblement la même que la résolution planaire (Fig. 3). Les images de perfusion du myocarde obtenues après reconstruction et réorientation suivant les axes propres du cœur témoignent de la capacité de la collimation pinhole à résoudre anatomiquement la perfusion des parois du ventricule gauche (VG) du myocarde normal de rat (Fig. 4). Les images seuillées des volumes télésystolique et télédiastolique (au seuil de 50 % habituellement utilisé en médecine nucléaire) montrent les contours des surfaces endocardiques et épicardiques correspondantes permettant le calcul des volumes ventriculaires et la détermination de la fraction d’éjection (Fig. 4). Dans le cas d’un infarctus expérimental du myocarde, la Fig. 5 démontre clairement la localisation antéro-apicale et l’étendue de la zone infarcie par rapport au myocarde viable (résultant de l’application sur les images reconstruites du logiciel Entegra version 2.0318, GE Medical Systems, Buc France). De même les images cavitaires de la Fig. 6, après radiomarquage des globules rouges, montrent chez l’animal normal et sur une coupe petit axe, que les ventricules gauche et droit sont bien séparés et permettent le calcul des courbes de fraction d’éjection. La reconstruction volumique (après application sur les images reconstruites du logiciel Entegra version 2.0318, GE Medical Systems, Buc France) met bien en évidence en télésystole l’expansion paradoxale antérolatéro-apicale de la paroi du ventricule gauche chez l’un des deux animaux porteur d’un infarctus expérimental (Fig. 7).
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Fig. 3. Mesure de la résolution planaire à l’aide d’une source linéique composée d’un fil trempé dans une solution de 99mTc pertechnétate. Pour un pinhole de diamètre 1,1 mm, la FWHM est mesurée à 2,0 mm (image de projection et profil (a)) pour une distance objet–pinhole de 60 mm. Sur le fantôme de barres de 2 mm de diamètre remplies d’une solution de 99mTc pertechnétate acquis en mode tomographique avec un collimateur pinhole d’ouverture 1,1 mm, on constate que le niveau de détail perceptible entre les images de projection et les images de la reconstruction tomographique reste sensiblement le même. Ainsi, l’écart entre les tubes les plus proches est ici de 0,9 mm (par construction du fantôme) et demeure visible sur l’image de projection et un profil d’activité (b). Sur une coupe de la reconstruction tomographique, ces mêmes tubes peuvent être distingués et le profil correspondant est comparable à celui obtenu en planaire (c). Il n’y a donc pas de dégradation de la résolution entre les images planaires et tomographiques.
Fig. 4. Rat normal, reconstruction de trois coupes médio-ventriculaires gauches de la perfusion myocardique au 99mTc SESTAMIBI en télédiastole, grand axe, quatre cavités et petit axe (a) ; visualisation 3D des contours du ventricule gauche en diastole(b) et en systole (c).
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Fig. 5. Rat pathologique porteur d’un infarctus antéro-latéro-apical du ventricule gauche (cf. flèche) sur une coupe petit axe médio-ventriculaire en télédiastole de la perfusion myocardique au 99mTc Sestamibi (a) ; visualisation 3D des segments du myocarde gauche ou l’absence de fixation du 99mTc Sestamibi traduit l’étendue de l’infarctus (b).
4. Discussion 4.1. Taille des matrices et capacités mémoire pour la reconstruction Puisque le problème de la tomographie 3D en géométrie conique ne peut pas être séparé en plusieurs problèmes 2D, la taille des matrices de projection peut constituer une limite : une discrétisation de (642 pixels, 643 voxels) donne une matrice à 645 coefficients qui occupe alors plusieurs Go de mémoire. En travaillant avec des matrices creuses comme nous l’avons fait, la taille de chaque matrice n’est plus que d’un centième de sa taille originale, ce qui permet d’effectuer la reconstruction sur un ordinateur doté d’1 Go de mémoire (PowerMac G3). Les temps de calculs élevés, de l’ordre de trois heures pour une reconstruction, peuvent être largement améliorés en programmant en langage compilé (le programme actuel a été écrit en Matlab) et en optimisant le
Fig. 6. Rat normal, coupe petit axe télédiastolique médio-ventriculaire passant par les ventricules droit (VD) et gauche (VG) après radiomarquage des globules rouges au 99mTc. Courbes de fraction d’éjection des deux ventricules (en pointillés pour le VG et en trait plein pour le VD) et valeurs des fractions d’éjections (FE) correspondantes (b).
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tiquement, l’opérateur de projection devient alors nonlinéaire (i.e. P(O1 + O2) ≠ P(O1) + P(O2), où P est l’opérateur de projection et O1 et O2 sont deux distributions d’activité. Il faut alors, pour résoudre le problème, soit utiliser une carte a priori (atténuation uniforme dépendant de la distance source–pinhole ou atténuation mesurée par tomographie par transmission) dont on va tenir compte dans l’opérateur de projection, soit calculer l’atténuation itérativement, en fonction de ce qui a déjà été reconstruit lors des premières itérations [21]. Ainsi malgré un rayon de rotation extrêmement petit (20 mm) qui assure un grossissement moyen d’un facteur 12, [13] n’obtient qu’une résolution tomographique supérieure à 1,1 mm en raison d’une correction incomplète du centre de rotation, une absence de prise en compte du diamètre effectif du pinhole et surtout une méthode de rétroprojection filtrée ne tenant pas compte de la réponse impulsionnelle. 4.3. Amélioration de la sensibilité Fig. 7. Rat pathologique porteur d’un infarctus antéro-latéro-apical du ventricule gauche, visualisation 3D des ventricules droit et gauche en télésystole (les volumes télédiastoliques sont en maillage) et après radiomarquage des globules rouges au 99mTc où l’expansion paradoxale de la paroi antérolatéro-apicale démontre l’anévrisme consécutif à l’infarctus (b).
stockage des coefficients par une exploitation des symétries et une adaptation du maillage à la géométrie du problème. Ces améliorations font l’objet de la suite de nos travaux. 4.2. Évolution de l’algorithme de reconstruction et résolution spatiale À l’échelle du rat ou plus encore de la souris, un soin tout particulier doit être apporté à la méthode de reconstruction tomographique [10]. Le flou provenant de la réponse impulsionnelle du détecteur muni d’un collimateur pinhole d’ouverture non infiniment petite s’accroît dans des proportions comparables au grossissement obtenu à mesure que l’objet est rapproché du pinhole. Il est donc absolument nécessaire de modéliser au mieux la réponse impulsionnelle pour rectifier ce flou, en tenant notamment compte du fait que la réponse varie en géométrie en fonction de la profondeur, et en intensité en fonction de la profondeur et de l’angle sous lequel est vu le détecteur (Fig. 2) [11]. D’autres paramètres devraient aussi permettre une amélioration de la résolution spatiale (voir aussi [12] pour la discussion concernant les différentes résolutions scintigraphiques), s’ils sont pris en compte, comme le diamètre effectif du pinhole [7] pour modéliser la pénétration des photons à travers les parties les plus fines du collimateur, c’est-à-dire autour du trou et la correction du rayon de rotation [13] qui modélise d’éventuelles imprécisions dans le mouvement de la caméra autour de l’axe et les corrections de diffusion et d’atténuation [7,8]. Notons que cette dernière est la plus difficile à modéliser puisqu’elle demande une connaissance a priori de la carte d’atténuation de l’objet d’étude. Mathéma-
Le multi-pinhole TEMP(S) décrit chez [14] est un compromis entre le simple pinhole et l’ouverture codée. Le nombre réduit de trous (de 7 à 14) permet de faire une reconstruction fondée sur l’inversion d’un opérateur de projection qui tient compte de toutes les ouvertures. De plus, l’objet peut être placé beaucoup plus près que pour l’ouverture codée : le rayon de rotation est ici de 45 mm, ce qui permet un grossissement d’un facteur 2,5 sans que l’image projetée ne dépasse du détecteur. La sensibilité, moins bonne que pour l’ouverture codée à distance égale, bénéficie aussi de la distance objet–pinholes réduite [14]. Le facteur de grossissement donne une FWHM d’environ 2 mm, ce qui rend ce dispositif intéressant pour l’examen corps entier du petit animal, celui-ci étant en plus favorisé par le champ de vue cylindrique, et non sphérique comme pour le simple pinhole. 4.4. Comparaison des résultats par rapport à l’état de l’art en micro-imagerie TEMP(S) in vivo du myocarde du petit animal Les conditions techniques d’acquisition en micro imagerie TEMP(S) du myocarde, citées dans la littérature, sont rassemblées dans le Tableau 1 pour faciliter leur comparaison avec nos conditions expérimentales et nos résultats. Il existe trois approches pour obtenir les différentes projections scintigraphiques préalables à la reconstruction. La première consiste à garder la gamma caméra fixe et à faire tourner un support, en général cylindrique et vertical, contenant l’animal (rat ou souris) [13,15,16]. La seconde consiste, comme dans ce travail, à faire tourner la gamma caméra autour du support horizontal de l’animal [17,19]. La troisième, enfin, consiste à disposer autant de caméras que le permet la longueur minimale du cercle sur lequel sont disposés les pinholes autour du support de l’animal. Ceci revient à prédéterminer un « rayon » de rotation qui sera inchangeable
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Tableau 1 Comparaison des conditions expérimentales publiées en micro imagerie cardiaque TEMP(S) du petit animal Réf. [18] [15] [16] [17] [19] [13] [20] Ce travail
Nombre de têtes et type caméra 4 (Hitachi 2000H) 1 (Siemens ZLC) 24 (camera dédiée : FASTSPECT) 1 (Toshiba GCA901/HG) 4 (Hitachi 2000H) 1 (caméra dédiée : Lumagem) 1(–) 1 (ARGUS Philips)
Diamètre pinhole (mm) 1 0,5 1
Distance focale (mm) 140 210 –
Rayon rotation (mm) 40 25 –
Algorithme
Durée examen (minutes) 64 60 10
Anes.
FPR Feldkamp MLEM
Synchro ECG n 8 im/cycle n
Pento Iso Pento
Rot. cam/Rot. lit o/n n/o n/n
2
–
40
Feldkamp
n
15
Pento
o/n
1 1 et 3
130–140 90
40 25–40
FPR MLEM
n n
64 64–128
Pento Pento
o/n n/o
3 1,1
165 260
44 70
OSEM ART
16 im/cycle 30 16 im/cycle 48
Pento Iso
o/n o/n
Nb, nombre ; FPR, algorithme de reconstruction Fan to Parallel ; Feldkamp, algorithme de reconstruction de Feldkamp ; MLEM, algorithme de reconstruction Maximum Likelihood Expectation Maximisation ; OSEM, algorithme de reconstruction Ordered Subset Expectation Maximisation ; ART, algorithme de reconstruction Algebraic Reconstruction Technique ; (–), non précisé ; o, oui ; n, non ; Anes., type d’anesthésie ; Pento., pentobarbital ; Iso., isoflurane ; Rot. cam, rotation de la caméra ; Rot. lit, rotation du lit d’examen
a posteriori, [18,19]. Dans la première approche, qui présente l’avantage de conserver précisément l’axe de rotation pendant l’examen, la stabilité des électrodes de synchronisation ECG n’est pas garantie pendant la rotation. Par ailleurs, d’un point de vue physiologique, l’animal n’est évidemment pas en situation normale de repos pendant l’examen. Dans la deuxième approche, où la caméra tourne autour de l’animal, la mise en place des électrodes ECG est simple. La difficulté peut provenir de la variation du centre de rotation pendant l’examen, liée au poids de la caméra pour les caméras tournantes, nécessitant une correction des projections avant reconstruction. La troisième approche favorise la rapidité de l’examen et évite tout mouvement mécanique des caméras ou du support de l’animal au détriment d’une résolution spatiale fixe en raison d’un champ de vue fixe. L’anesthésie, qu’elle soit réalisée par un barbiturique injectable (pentobarbital) ou gazeuse (isoflurane), est cardiodépressive ce qui implique un dosage précautionneux afin d’interférer le moins possible avec la fonction cardiaque. Par ailleurs, les barbituriques ne sont pas favorables à une immobilité stricte du rat pendant toute la durée de l’examen, qui peut prendre de 40 à 90 minutes (Tableau 1), et l’anesthésie gazeuse doit être recommandée car elle a permis, dans notre expérience, une parfaite immobilité et une fréquence cardiaque stable contribuant à un meilleur confort de l’animal. En ce qui concerne l’analyse in vivo de la perfusion du myocarde chez le petit animal, il n’y a, à notre connaissance, qu’une seule étude publiée de la faisabilité de l’imagerie TEMP(S) chez la souris normale [15] et seule l’équipe de Vanhove et al. [20] a présenté récemment des résultats analogues aux nôtres concernant le rat, en perfusion comme en ventriculographie, sur une gamma caméra standard munie d’un collimateur pinhole avec 16 images par cycle cardiaque et une reconstruction algébrique (OS-EM). Plusieurs travaux ont cependant déjà démontré dans le passé l’intérêt de la micro-imagerie TEMP(S) de la perfusion et son excellente corrélation avec l’histologie dans le cadre de l’infarctus du myocarde chez le rat [16–18]. Comme on peut le constater (Tableau 1), les
systèmes dédiés à la micro-imagerie TEMP(S) sont dans l’ensemble encore peu nombreux par rapport à l’emploi de gamma caméras standards et nos résultats montrent, pour la première fois, qu’une synchronisation à 16 images par cycle cardiaque avec une résolution spatiale suffisante et comparable à celles obtenues par les autres équipes, est accessible avec un équipement classique, ce qui ouvre des perspectives intéressantes pour l’analyse fine de la cinétique pariétale couplée à celle de la perfusion du ventricule gauche chez le rat, en particulier dans les modèles d’ischémie. En ce qui concerne le myocarde de souris il sera certainement nécessaire de recourir à un équipement dédié compte tenu de la résolution spatiale à atteindre, qui se doit d’être submillimétrique. 4.5. Influence de l’activité administrée et radiosensibilité Plusieurs questions importantes, et non encore complètement résolues, concernent l’activité qu’il faut administrer pour obtenir des images interprétables en micro-imagerie in vivo du petit animal. Même si le facteur d’échelle entre les organes de l’homme et ceux du petit animal (rat et plus encore souris) est compris entre 1/10 et 1/1000, les activités employées en micro-imagerie ne suivent pas la règle simple de la proportionnalité par rapport au poids et doivent être du même ordre de grandeur que pour l’imagerie humaine si l’on désire atteindre la résolution spatiale nécessaire [22,23]. Il se pose alors deux questions. La première est d’être certain que la dose de traceur administré reste une dose traceuse et non une dose pharmacologique pouvant entraîner des différences de comportement des fonctions étudiées. La seconde est d’être sûr que les activités administrées, surtout si elles sont répétées chez le même animal dans le cas d’études longitudinales, n’entraînent pas de lésions cellulaires ou tissulaires dues à la radiosensibilité cellulaire. 5. Conclusion La micro-imagerie des rongeurs est certainement l’un des outils capable d’étudier in vivo les mécanismes moléculaires
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mais aussi cellulaires et tissulaires impliqués dans les modèles animaux de nombreuses pathologies et d’analyser spécifiquement le rôle des agents thérapeutiques appropriés. Cette imagerie est non invasive, répétitive, et devrait être quantitative. Parmi les différentes techniques disponibles (scanner X, IRM, échographie, imagerie optique, TEP et TEMP(S)), la micro-imagerie employant des radio-isotopes a un avantage unique par rapport aux autres méthodes. Elle possède intrinsèquement une très grande sensibilité de détection (de l’ordre de la picomole) contrairement, par exemple, à l’IRM dont la sensibilité de détection est de l’ordre de la centaine de micromoles. Des deux techniques d’imagerie isotopique (micro TEP et micro TEMP(S)), c’est la micro-imagerie TEMP(S), qui même si elle bénéficie de la disponibilité d’un grand nombre de radiopharmaceutiques à demi-vie suffisamment longue, est en fait la moins répandue car son emploi est supposé limité à l’imagerie humaine compte tenu de la faible résolution spatiale des gamma caméras. L’emploi de collimateurs pinholes de très petit diamètre démontre clairement que la résolution spatiale tomographique en micro TEMP(S) sera certainement supérieure à celle que l’on pourra atteindre en micro TEP et qui reste pour l’instant limitée à 1,34 mm du fait du libre parcours moyen du positon qui est d’environ 1,5 mm. Ce travail a permis de démontrer la faisabilité de la tomographie d’émission monophotonique synchronisée à l’ECG (TEMP(S)) pour l’imagerie fonctionnelle cardiaque chez le rat en employant une gamma caméra standard équipée d’un collimateur pinhole et en utilisant un algorithme de reconstruction de type ART tenant compte de la géométrie conique du collimateur. Une optimisation du programme de reconstruction devrait encore apporter un gain substantiel dans la résolution spatiale en autorisant l’exploitation de données 128 × 128 pixels. Il faudra pour cela prendre en compte plusieurs propriétés physiques et opérationnelles supplémentaires comme l’atténuation et la diffusion, le diamètre effectif du pinhole, la symétrie et la factorisation possible de l’opérateur matriciel permettant de diminuer le volume de l’information.
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Remerciements V. Israel-Jost bénéficie d’une bourse de thèse cofinancée par la région Alsace et Siemens. Merci également à CIS-BIO International SCHERING ainsi qu’aux manipulateurs du service de biophysique et médecine nucléaire de l’hôpital de Hautepierre pour leur aide et leur disponibilité : C. Clauss, A. Hahn, C. Hampele, C. Hohwiller, C. Tressol , C. Camarasa et J.M. Fritsch.
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