Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Cancer Research
Click here for the English version

Cancer Research

Gestion des artefacts de mouvement respiratoire dans 18tomographie par émission de positron de F-fluorodeoxyglucose à l’aide d’un algorithme optimal de gating respiratoire basé sur l’amplitude

Published: July 23, 2020 doi: 10.3791/60258
Automatic Translation
1, 2, 2, 2
1Department of Radiology, Leiden University Medical Centre, 2Department of Radiology and Nuclear Medicine, Radboud University Medical Centre

Summary

Le gating respiratoire optimal (ORG) basé sur l’amplitude élimine efficacement le flou de mouvement induit par les respiratoires des images cliniques de tomographie par émission de positons (PET) de 18F-fluorodeoxyglucose (FDG). La correction des images FDG-PET pour ces artefacts de mouvement respiratoire améliore la qualité de l’image, la précision diagnostique et quantitative. L’enlèvement des artefacts de mouvement respiratoire est important pour la gestion clinique adéquate des patients utilisant le PET.

Abstract

La tomographie par émission de positons (TEP) combinée à la tomographie calculée aux rayons X (Tomodensitométrie) est une plate-forme d’imagerie moléculaire importante qui est nécessaire pour un diagnostic précis et une stadification clinique d’une variété de maladies. L’avantage de l’imagerie TEP est la capacité de visualiser et de quantifier une myriade de processus biologiques in vivo avec une sensibilité et une précision élevées. Cependant, il existe de multiples facteurs qui déterminent la qualité de l’image et la précision quantitative des images PET. L’un des principaux facteurs influençant la qualité de l’image dans l’imagerie TEP du thorax et du haut de l’abdomen est le mouvement respiratoire, entraînant un flou de mouvement induit par la respiration des structures anatomiques. La correction de ces artefacts est nécessaire pour fournir une qualité d’image optimale et une précision quantitative des images PET.

Plusieurs techniques de gating respiratoire ont été développées, s’appuyant généralement sur l’acquisition d’un signal respiratoire simultanément avec des données pet. Sur la base du signal respiratoire acquis, les données PET sont sélectionnées pour la reconstruction d’une image sans mouvement. Bien qu’il ait été démontré que ces méthodes éliminent efficacement les artefacts de mouvement respiratoire des images PET, la performance dépend de la qualité du signal respiratoire acquis. Dans cette étude, l’utilisation d’un algorithme optimal de gating respiratoire (ORG) basé sur l’amplitude est discutée. Contrairement à de nombreux autres algorithmes de gating respiratoire, ORG permet à l’utilisateur d’avoir le contrôle sur la qualité de l’image par rapport à la quantité de mouvement rejeté dans les images PET reconstruites. Ceci est réalisé en calculant une plage d’amplitude optimale basée sur le signal de substitution acquis et un cycle de service spécifié par l’utilisateur (le pourcentage de données PET utilisées pour la reconstruction de l’image). La plage d’amplitude optimale est définie comme la plus petite plage d’amplitude contenant encore la quantité de données PET nécessaires à la reconstruction de l’image. Il a été démontré que l’ORG entraîne l’élimination efficace du flou d’image induit par la respiration dans l’imagerie TEP du thorax et du haut de l’abdomen, ce qui améliore la qualité de l’image et la précision quantitative.

Introduction

La tomographie par émission de positons (TEP) en combinaison avec la tomographie calculée aux rayons X (TCC) est un outil d’imagerie largement accepté dans la pratique clinique pour un diagnostic précis et une stadification clinique d’une variétéde maladies 1. L’avantage de l’imagerie TEP est la capacité de visualiser et de quantifier une myriade de processus biologiques in vivo avec une sensibilité et une précisionélevées 2. Ceci est réalisé en administrant par voie intraveineuse un composé radioactivement étiqueté, également connu sous le nom de radiotraceur, au patient. Selon le radiotraceur utilisé, les caractéristiques tissulaires telles que le métabolisme du glucose, la prolifération cellulaire, le degré d’hypoxie, le transport des acides aminés et l’expression des protéines et des récepteurs peuvent être visualisées et quantifiées2.

Bien que plusieurs radiotraceurs aient été développés, validés et utilisés dans la pratique clinique, l’analogue radioactif du glucose 18F-fluorodeoxyglucose (FDG) est le radiotraceur le plus largement utilisé dans la pratique clinique. Étant donné que le FDG s’accumule principalement dans les cellules à taux glycolytique élevé (c.-à-d. les cellules dont l’absorption et la conversion du glucose sont élevées en pyruvate pour la production d’énergie), il est possible de discriminer les tissus ayant des états métaboliques différents. Semblable au glucose, la première étape de l’absorption de FDG est le transport de l’espace extracellulaire au-dessus de la membrane de plasma à l’espace intracellulaire, qui est facilité par des transporteurs de glucose (GLUT)3. Une fois que le FDG est dans l’espace intracellulaire, la phosphorylation par hexokinases se traduira par la génération de FDG-6-phosphate. Cependant, contrairement au glucose-6-phosphate, FDG-6-phosphate ne peut pas entrer dans le cycle de Krebs pour d’autres dissimilation aérobies dues à l’absence d’un groupe hydroxyle (OH) à la deuxième (2') position de carbone. Étant donné que la réaction inverse, la déphosphorylation de FDG-6-phosphate de retour à FDG, se produit à peine dans la plupart des tissus, le FDG-6-phosphate est piégé intracellulairement3. Par conséquent, le degré d’absorption de FDG dépend de l’expression de la GLUT (en particulier GLUT1 et GLUT3) sur la membrane plasmatique, et de l’activité enzymatique intracellulaire des hexokinases. Le concept de cette absorption et de ce piégeage continus de FDG est appelé piégeage métabolique. Le fait que FDG s’accumule préférentiellement dans les tissus avec une activité métabolique élevée est montré dans la figure 1a,démontrant la distribution physiologique de FDG dans un patient. Cette image FDG-PET montre une absorption plus élevée dans les tissus cardiaques, cérébraux et hépatiques, qui sont connus pour être des organes métaboliquement actifs dans des conditions normales.

La sensibilité élevée pour détecter des différences dans l’état métabolique des tissus fait FDG un excellent radiotraceur pour discriminer normal des tissus maladie, étant donné qu’un métabolisme modifié est une marque importante pour beaucoup de maladies. Ceci est facilement représenté dans la figure 1b, montrant une image FDG-PET d’un patient atteint d’un cancer du poumon non à petites cellules de stade IV (NSCLC). Il y a augmentation de l’absorption dans la tumeur primaire aussi bien que dans les lésions métastatiques. En plus de la visualisation, la quantification de l’absorption de radiotraceur joue un rôle important dans la gestion clinique des patients. Les indices quantitatifs dérivés des images PET reflétant le degré d’absorption du radiotraceur, tels que la valeur d’absorption normalisée (VUS), les volumes métaboliques et la glycolyse totale des lésions (TLG), peuvent être utilisés pour fournir des informations pronostiques importantes et mesurer la réponse au traitement pour différents groupes de patients4,5,6. À cet égard, l’imagerie FDG-PET est de plus en plus utilisée pour personnaliser la radiothérapie et le traitement systémique chez les patients enoncologie 7. En outre, l’utilisation de FDG-PET pour surveiller la toxicité induite par le traitement aigu, tels que l’œsophagite induite par rayonnement8,la pneumonite9 et les réponses inflammatoiressystémiques 10, a été décrite et fournit des informations importantes pour prendre des décisions de traitement guidées par l’image.

Étant donné le rôle important de la TEP pour la prise en charge clinique des patients, la qualité de l’image et l’exactitude quantitative sont importantes pour guider adéquatement les décisions de traitement basées sur des images PET. Cependant, il existe de nombreux facteurs techniques qui peuvent compromettre l’exactitude quantitative des images PET11. Un facteur important qui peut influencer de manière significative la quantification de l’image dans la TEP est lié aux temps d’acquisition plus longs de TEP par rapport à d’autres modalités d’imagerie radiologique, généralement plusieurs minutes par position de lit. En conséquence, les patients sont habituellement chargés de respirer librement pendant l’imagerie TEP. Le résultat est que les images PET souffrent de mouvement induit par les voies respiratoires, ce qui peut conduire à un flou significatif des organes situés dans le thorax et le haut de l’abdomen. Ce flou de mouvement induit par les voies respiratoires peut nuire de façon significative à la visualisation adéquate et à l’exactitude quantitative de l’absorption du radiotraceur, ce qui peut affecter la prise en charge clinique des patients lors de l’utilisation d’images TEP pour le diagnostic et la mise en scène, la définition du volume cible pour les applications de planification des traitements radiologiques et la surveillance de la réponsethérapeutique 12.

Plusieurs méthodes de gating respiratoire ont été développées dans le but de corriger les images PET pour les artefacts de mouvementrespiratoire 13. Ces méthodes peuvent être classées en stratégies de gating prospectives, rétrospectives et axées sur les données. Les techniques prospectives et rétrospectives de gating respiratoire s’appuient typiquement sur l’acquisition d’un signal respiratoire de substitution pendant l’imagerie de PET14. Ces signaux respiratoires de substitution sont utilisés pour suivre et surveiller le cycle respiratoire du patient. Des exemples de dispositifs de suivi respiratoire sont la détection de l’excursion de la paroithoracique à l’aide de capteurs de pression 12 ou de systèmes optiques de suivi (p. ex., camérasvidéo) 15, thermocouples pour mesurer la températurede l’air respiré 16, et des spiromètres pour mesurer le débit d’air et ainsi estimer indirectement les changements de volume dans les poumons du patient17.

Le gating respiratoire est alors typiquement accompli en enregistrant continuellement et simultanément un signal de substitution (désigné S(t)), avec les données de PET pendant l’acquisition d’image. À l’aide du signal de substitution acquis, les données TEP correspondant à une phase respiratoire particulière ou à une plage d’amplitude (gating à base d’amplitude) peuventêtre sélectionnées 12,13,18. L’accouplement par phase est effectué en divisant chaque cycle respiratoire en un nombre fixe de portes, comme le montre la figure 2a. Le gating respiratoire est ensuite effectué en sélectionnant les données acquises à une phase particulière pendant le cycle respiratoire du patient à utiliser pour la reconstruction de l’image. De même, le gating à base d’amplitude repose sur la définition d’une amplitude du signal respiratoire, comme le montre la figure 2b. Lorsque la valeur du signal respiratoire se situe dans la plage d’amplitude définie, les données correspondantes de la liste PET seront utilisées pour la reconstruction de l’image. Pour les approches de gating rétrospectives, toutes les données sont collectées et le re-binning des données PET est effectué après l’acquisition de l’image. Bien que les méthodes prospectives de gating respiratoire utilisent les mêmes concepts que les approches rétrospectives de gating pour le re-binning des données de PET, ces méthodes s’appuient sur la collecte prospective des données pendant l’acquisition d’image. Lorsqu’une quantité suffisante de données PET est recueillie, l’acquisition d’images sera finalisée. La difficulté de telles approches prospectives et rétrospectives est de maintenir une qualité d’image acceptable sans prolonger significativement les temps d’acquisition d’image lorsque la respiration irrégulièrese produit 13. À cet égard, les méthodes de gating respiratoire par phase sont particulièrement sensibles aux schémas respiratoiresirréguliers 13,19,où des quantités importantes de données PET peuvent être rejetées en raison du rejet de déclencheurs inappropriés, ce qui entraîne une réduction considérable de la qualité de l’image ou un allongement inacceptable du temps d’acquisition d’images. De plus, lorsque des déclencheurs inappropriés sont acceptés, les performances de l’algorithme de gating respiratoire et donc l’efficacité du rejet de mouvement des images PET peuvent être réduites en raison du fait que les portes respiratoires sont définies à différentes phases du cycle respiratoire, comme le montre la figure 2a. En effet, il a été signalé que l’accouplement respiratoire basé sur l’amplitude est plus stable que les approches par phase en cas d’irrégularités dans le signalrespiratoire 13. Bien que les algorithmes de gating respiratoire basés sur l’amplitude soient plus robustes en présence de fréquences respiratoires irrégulières, ces algorithmes sont plus sensibles à la dérive de base du signal respiratoire. La dérive du signal de base peut se produire en raison de nombreuses raisons lorsque la tension musculaire du patient (c.-à-d. la transition d’un patient dans un état plus détendu lors de l’acquisition de l’image) ou des changements de modèle respiratoire. Afin d’éviter une telle dérive de base du signal, il convient de prendre soin d’attacher en toute sécurité des capteurs de suivi au patient et d’effectuer une surveillance régulière du signal respiratoire.

Bien que ces problèmes soient connus, les algorithmes traditionnels de gation respiratoire ne permettent qu’un contrôle limité de la qualité de l’image et nécessitent généralement un allongement significatif du temps d’acquisition d’images ou une augmentation des quantités de radiotraceur à administrer au patient. Ces facteurs ont eu comme conséquence l’adoption limitée de tels protocoles dans la routine clinique. Afin de contourner ces problèmes liés à la qualité variable des images à portail respiratoire, un type spécifique d’algorithme de gating basé sur l’amplitude, également connu sous le nom de gating respiratoire optimal (ORG), a été proposé18. Le gating respiratoire avec ORG permet à l’utilisateur de spécifier la qualité de l’image des images à portail respiratoire en fournissant un cycle de service comme entrée à l’algorithme. Le cycle de service est défini comme un pourcentage des données de mode liste PET acquises qui sont utilisées pour la reconstruction d’images. Contrairement à de nombreux autres algorithmes de gating respiratoire, ce concept permet à l’utilisateur de déterminer directement la qualité d’image des images PET reconstruites. Sur la base du cycle de service spécifié, une plage d’amplitude optimale est calculée, qui tient compte des caractéristiques spécifiques de l’ensemble du signal respiratoire desubstitution 18. La plage d’amplitude optimale pour un cycle de service spécifique sera calculée en commençant par une sélection de différentes valeurs pour la limite d’amplitude inférieure, désignée (L), du signal respiratoire. Pour chaque limite inférieure sélectionnée, la limite d’amplitude supérieure, désignée (U), est ajustée de telle sorte que la somme des données PET sélectionnées, définies comme des données acquises lorsque le signal respiratoire se situe dans la plage d’amplitude (LU-L])), telle que décrite dans la figure 2c12. Ainsi, en spécifier le cycle de service, l’utilisateur fait un compromis entre la quantité de bruit et le degré de mouvement résiduel résidant dans les images ORG PET. L’abaissement du cycle de droits augmentera la quantité de bruit, bien que cela réduira également la quantité de mouvement résiduel dans les images PET (et vice versa). Bien que les concepts et les effets de l’ORG aient été décrits dans des rapports antérieurs, le but de ce manuscrit est de fournir aux cliniciens des détails sur les protocoles spécifiques lors de l’utilisation de l’ORG en pratique clinique. Par conséquent, l’utilisation de l’ORG dans un protocole d’imagerie clinique est décrite. Plusieurs aspects pratiques, y compris la préparation des patients, l’acquisition d’images et les protocoles de reconstruction, seront fournis. En outre, le manuscrit couvrira l’interface utilisateur du logiciel ORG et les choix spécifiques qui peuvent être faits lors de l’exécution de gations respiratoires pendant l’imagerie TEP. Enfin, l’effet de l’ORG sur la détectabilité des lésions et la quantification de l’image, comme le montrent les études précédentes, sont discutés.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Toutes les procédures effectuées impliquant des participants humains étaient conformes aux normes éthiques de la commission d’examen interne (CISR) du centre médical universitaire de Radboud et à la déclaration d’Helsinki de 1964 et à ses modifications ultérieures ou normes éthiques comparables. L’algorithme ORG est un produit spécifique au fournisseur et est disponible sur la famille de scanners Siemens Biograph mCT PET/CT et sur les nouveaux modèles PET/CT.

1. Préparation des patients

  1. Anamnésie patiente
    1. Vérifiez le nom et la date de naissance du patient. Les critères d’inclusion sont semblables à ceux de la TEP non fermée de routine. Aucun autre critère d’in- ou d’exclusion n’est requis.
    2. Vérifiez l’étiquette livrée avec la seringue contenant le radiotraceur (nom, date de naissance et quantité d’activité).
      REMARQUE : La quantité d’activité administrée au patient dépend de la masse corporelle du patient et peut varier d’un institution à l’autre (dans ce protocole, une quantité de 3,2 MBq/kg est suggérée).
    3. Assurez-vous que l’information clinique sur le formulaire de demande est correcte en interrogeant le patient. Demandez au patient s’il y a eu des changements pertinents récents dans le traitement ou les médicaments.
    4. Demandez au patient s’il est atteint de diabète sucré (DM). Dans le cas où le patient a DM, demandez-lui s’il ou elle a suivi la préparation appropriée (c.-à-d., aucune administration de l’insuline de travail courte moins de 4 heures avant le balayage de PET, ou utilisation des agents abaissement de glucose sanguin (tels que la metformine).
    5. Demandez au patient s’il a des allergies ou s’il utilise des anticoagulants.
    6. Mesurer la glycémie du patient en appliquant une goutte de sang obtenue en piquant le côté du bout des doigts du patient sur une bande d’essai dédiée (le glucose sérique ne doit pas dépasser 11,0 mmol/L).
    7. Expliquer les procédures de préparation et d’imagerie du patient au patient.
  2. Administration du radiotraceur
    1. Sécurisez l’accès veineux au patient en insérant une canule veineuse périphérique dans l’une des veines antecubitales.
    2. Fixez un système de queue d’arrêt à trois sens avec serrure Luer à une seringue de 20 mL contenant de la solution saline (c’est la seringue secondaire).
    3. Rincer le système de coq d’arrêt à trois sens avec de la solution saline (aux fins de la désaération).
    4. Attachez la bite d’arrêt à trois manières avec la seringue à l’extrémité de la canule veineuse.
    5. Vérifiez si la canule veineuse est brevetée en rinçant soigneusement 10 mL de solution saline à travers la canule (demandez au patient s’il a des plaintes pendant le rinçage).
    6. Attachez la seringue contenant le radiotraceur (seringue primaire) à la bite d’arrêt à trois sens. Tournez les valves de la bite d’arrêt à trois sens de sorte que la direction d’écoulement du fluide à travers le système fonctionne de la seringue contenant le radiotraceur à la canule veineuse périphérique. Administrer le radiotraceur en poussant lentement le piston de la seringue (la seringue contenant le traceur est placée dans un récipient spécial blindé au plomb).
    7. Tournez les valves de la bite d’arrêt à trois sens de telle sorte que la seringue contenant de la solution saline soit reliée à la seringue primaire (qui contenait le radiotraceur) et rincez la seringue pour rincer tout radiotraceur résiduel de la seringue.
    8. Tournez les valves de la bite d’arrêt à trois sens et poussez le piston de la seringue primaire pour administrer n’importe quel radiotraceur résiduel restant dans la seringue au patient.
    9. Répétez l’étape 1.2.7. et 1,2,8. trois fois.
    10. Tournez la bite d’arrêt à trois sens (pour empêcher le flux de sang de la veine du patient) et détachez la seringue primaire. Attachez une troisième seringue contenant du furosémide, tournez à nouveau la bite d’arrêt à trois sens et administrez 0,5 g/kg de furosémide (avec une quantité maximale de 10 mg) en poussant le piston de la seringue. Retirez la canule veineuse périphérique et appliquez une pression sur le site de perforation à l’aide d’un bandage stérile. Vérifiez s’il n’y a pas de saignement significatif et du site de ponction et fixez le bandage à l’aide de ruban médical.
  3. Incubation du patient
    1. Laissez le patient se reposer dans une position confortable, de préférence dans une pièce faiblement éclairée, pendant 50 minutes.
    2. Après 50 minutes, demandez au patient d’annuler sa vessie.
    3. À 55 minutes, escortez le patient jusqu’au scanner et placez le patient supine avec les bras vers le haut sur le lit du scanner. Utilisez le soutien approprié du bras pour le rendre aussi confortable que possible pour le patient. Si le patient n’est pas en mesure d’élever ses bras, le balayage peut être effectué avec la position des bras aux côtés du patient.
    4. Observez le modèle respiratoire du patient et fixez la ceinture respiratoire autour du thorax du patient (habituellement, la position juste sous la cage thoracique est optimale). Assurez-vous que le capteur est placé à un endroit où l’excursion paroi abdominale est identifiée après inspection visuelle (habituellement à 5-7 cm de la ligne médiane). Sécurisez la ceinture autour du patient en utilisant le système de fermeture à base de Velcro.
    5. Vérifiez sur l’écran du scanner si le signal respiratoire reste dans les limites de la plage minimale et maximale (si le signal respiratoire coupe, attache ou serre la ceinture de façon appropriée).
    6. Conseil : Assurez-vous que la ceinture est suffisamment serrée autour de la poitrine du patient. Étant donné que les patients entrent dans un état plus détendu après un certain temps, le signal respiratoire a tendance à baisser (dérive de base du signal). Cela empêche le signal de sortir des limites, maintenant ainsi une haute qualité de signal de substitution qui est utilisé pour les gations respiratoires.
    7. Commencez à numériser 60 minutes après le temps d’incubation.

2. Acquisition et reconstruction d’images

  1. Sélection du protocole
    1. Sélectionnez le protocole corps entier sur le scanner. Cela peut être fait en déplaçant le curseur sur la catégorie de protocole appropriée (indiqué par les cercles à côté de l’icône patiente dans la carte d’examen), et cliquez sur le protocole approprié (Figure 3).
    2. Le protocole d’acquisition org commencera par un balayage scout (topogramme) du patient. Pour commencer l’acquisition du topogramme, appuyez sur la clé de démarrage du scanner (clé ronde jaune avec un signe de rayonnement) sur la boîte de commande du scanner (figure 4). Pour arrêter ou interrompre l’acquisition du topogramme, appuyez sur la clé suspendre ou arrêter respectivement.
    3. Commencez par planifier les positions du lit PET sur le topogramme. Cela peut être fait en cliquant sur le bouton de la souris gauche sur le topogramme et en fixant la plage de balayage.
    4. Sélectionnez les positions du lit qui doivent être corrigées pour le mouvement respiratoire( figure 5).
      REMARQUE : Ce sont les positions de lit « fermées » qui couvrent le thorax. Les positions de lit « gated » sont enregistrées dans listmode. Selon l’indication clinique, les positions de lit couvrant le haut de l’abdomen peuvent également être fermées (par exemple lorsque l’imagerie est indiquée pour les lésions hépatiques ou pancréatiques). Pour les positions de lit non fermée, il est seulement nécessaire d’enregistrer les sinugrammes pour la reconstruction de l’image.
    5. Définir le temps d’enregistrement de l’image pour les positions de lit PET( Figure 5).
      REMARQUE : Selon la quantité d’activité injectée, la durée de balayage des positions de lit non fermée doit être adaptée pour donner une qualité d’image suffisante. En outre, le temps d’enregistrement des positions de lit non fermée en combinaison avec le cycle de service utilisé pour la reconstruction de l’image des positions de lit fermée, le temps d’enregistrement des positions de lit fermée est déterminé. Par exemple, pour un cycle de droits de 35 %, l’allongement de l’analyse par facteur 3 donne des statistiques approximativement semblables pour les positions de lit fermée et non fermée. Le protocole d’imagerie suggéré au Radboud University Medical Center est un temps d’enregistrement pour les positions de lit non fermée de 2 minutes, tandis que pour les positions de lit fermée, le temps d’enregistrement est de 6 minutes en utilisant un cycle de service de 35 %
    6. Après avoir mis en place les paramètres d’acquisition, appuyez et maintenez la clé de démarrage (bouton rond jaune avec un signe de rayonnement) sur la boîte de commande du scanner et attendez que le lit du scanner soit revenu à la position de départ. Appuyez à nouveau sur la clé de démarrage pour obtenir un tomodensitogramme à faible dose du patient (de la tête aux pieds). Après l’acquisition de la tomodensitométrie, appuyez sur la clé de démarrage pour lancer l’analyse PET.
    7. Lors de l’acquisition de l’image, vérifiez régulièrement le patient et la qualité du signal respiratoire (ajuster la ceinture respiratoire si nécessaire).
      REMARQUE : L’ajustement de la ceinture ne doit être effectué que lorsqu’aucune position de lit respiratoire fermée n’est acquise. Par conséquent, des ajustements doivent être effectués avant ou après l’acquisition de ces positions de lit. L’ajustement de la courroie lors de l’acquisition de la position du lit fermé affectera la qualité des images ORG. Une observation attentive du signal respiratoire et un ajustement possible de la ceinture respiratoire avant l’acquisition des positions de lit fermée sont nécessaires pour contrer toute dérive significative du signal pendant la tep.
  2. Reconstruction de l’image
    1. Examiner le signal respiratoire qui a été acquis et choisir le cycle de service approprié pour les positions de lit fermée (figure 6).
      REMARQUE : La plage d’amplitude utilisée pour les gations respiratoires est superposée au signal respiratoire). Vérifiez s’il y a des inconstancies ou des dérives de base dans le signal respiratoire qui peuvent influer sur la qualité du gating respiratoire.
    2. Sélectionnez protocole de reconstruction d’image optimisé pour la visualisation( Figure 7). Il s’agit généralement d’un protocole de reconstruction d’image haute résolution avec des tailles voxel plus petites pour la détection de petites lésions. Il est important de se rendre compte que l’algorithme ORG calculera la plage d’amplitude optimale en utilisant l’ensemble du signal respiratoire des positions de lit sélectionnées. Bien que différents cycles de service puissent être utilisés pour différentes positions de lit (par exemple pour corriger un signal respiratoire de qualité variable), il n’est pas conseillé d’utiliser différents cycles de service pour différentes positions de lit étant donné que cela introduira des variations dans la qualité de l’image entre les différentes positions de lit.
      REMARQUE : Voici un exemple de protocole de reconstruction d’image pour la visualisation :
      • Algorithme: TrueX + TOF (UltraHD PET)
      • Nombre d’itérations:3
      • Nombre de sous-ensembles: 21
      • Taille de la matrice : 400 × 400
      • Filtrage post-reconstruction, noyau (Gaussian 3D), largeur totale moitié maximum (FWHM): 3,0 mm
      • Cycle de service 35%
    3. En outre, reconstruisez les images PET avec un protocole conforme à l’initiative Research4Life (EARL) pour l’imagerie TEP quantitative. Il s’agit généralement d’images à résolution inférieure avec filtrage post-reconstruction spécifique appliqué.
      REMARQUE : Voici un exemple de protocole de reconstruction d’image pour la quantification de l’image :
      • Algorithme: TrueX + TOF (UltraHD PET)
      • Nombre d’itérations: 3
      • Nombre de sous-ensembles: 21
      • Taille matricielle: 256
      • Filtrage post-reconstruction, noyau (3D Gaussian), largeur totale moitié maximum (FWHM): 8,0 mm
      • Cycle de service 35%
    4. Envoyez les images reconstruites aux archives pacs. Les images sont maintenant prêtes à être évaluées par le médecin de médecine nucléaire

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

L’utilisation de l’ORG en PET entraîne une réduction globale du flou induit par les voies respiratoires des images. Par exemple, dans une évaluation clinique des patients atteints d’un cancer du poumon non à petites cellules (NSCLC), org a eu comme conséquence la détection de plus de lésions pulmonaires et de ganglions lymphatiques hilar/mediastinal20. Ceci est facilement démontré dans la figure 8 et la figure 9, montrant des images pet non fermée et ORG de patients atteints de NSCLC.

En particulier, org a eu comme conséquence des changements de gestion dans les patients présentant des étapes tôt de la maladie (I-IIB) où la détection des lésions addition additioneuses des ganglions lymphatiques peut affecter de manière significative le traitement prescrit et les procédures diagnostiques additionatives exigées. Ces résultats sont confirmés par une étude menée par van der Gucht et coll. pour les lésions situées dans le haut de l’abdomen21. L’utilisation de l’ORG a eu comme conséquence la détection de plus de lésions dans FDG-PET des patients présentant les lésions hépatiques et perihepatically localisées. Bien que ces résultats soutiennent que l’utilisation de l’ORG peut mener au diagnostic et à la mise en scène améliorés des patients, l’impact clinique exact d’ORG reste peu clair.

La quantification de l’image est significativement affectée lorsque l’ORG a été utilisé pour corriger les images TEP pour le mouvement respiratoire, en particulier pour les lésions pulmonaires situées près des régions diaphragme et hilar des poumons. Dans une étude portant sur les effets de l’ORG chez 66 patients atteints d’un cancer du poumon, il y a eu une augmentation statistiquement significative de l’absorption moyenne de VUS(MOYENNESUV) dans les images ORG en ce qui concerne les images PET non fermées. Par rapport aux images PET non fermée, les images ORG PET ont montré une augmentation de lamoyenne des VUS de 6,2±12,2%(p<0,0001), 7,4±1 3,3%(p<0,0001), et 9,2±14,0%(p<0,0001), pour des cycles de droits de 50%, 35% et 20% respectivement12.

En outre, une diminution statistiquement significative des volumes métaboliques des lésions a été observée quand ORG a été exécuté. Ces volumes ont été segmentés à l’aide d’un seuil fixe croissant de la région (40 % de l’algorithme de segmentation maximal d’absorption (SUVmax).). Il y a eu une baisse de 6,9±19,6%(p=0,02),8,5±19,3%(p<0,0001),et 11,3±20,2%(p<0,0001)pour des cycles de droits de 50%, 35%, et 20% respectivement12. L’augmentation significative de l’absorption et de la diminution du volume métabolique indiquent l’élimination efficace du flou d’image induit par la respiration des images PET lorsque l’ORG est effectuée. En outre, il a été démontré que l’influence des artefacts de mouvement respiratoire sur la quantification de l’absorption et du volume de lésion dépendait de l’emplacement anatomique. Il n’y avait qu’une augmentation significative de lamoyenne suv et une diminution du volume pour les lésions situées dans les lobes inférieurs des poumons et centralement (en particulier hilar) lésions localisées. L’effet de l’emplacement anatomique est facilement démontré dans la figure 10,montrant deux lésions différentes de NSCLC dans un patient simple. En outre, la comparaison des images ORG PET reconstruites avec un cycle de service de 35% à leurs images équivalentes non fermées a montré que les niveaux de bruit d’image sont comparables, démontrant que la qualité de l’image est maintenue constante lors de l’utilisation org12.

La relation entre le cycle de service et le bruit d’image a été démontrée en calculant le coefficient de variation (COV) de l’absorption de FDG dans le parenchyma inchangé de poumon. Le COV dans les images non fermée utilisant toutes les données disponibles était en moyenne de 26,1±6,4%, tandis que le COV dans les images PET ORG reconstruit avec un cycle de service de 20% était de 39,4±7,5%. Il y avait une différence non significative dans cov entre les images PET ORG reconstruit avec un cycle de service de 35% (32,8±6,4%) et leurs images équivalentes non fermée (31,8±5,6 %). La figure 11 montre deux images ORG PET et TEP non fermées différentes de qualité statistique différente. Ce chiffre démontre que l’abaissement du cycle de service augmente la quantité de bruit, tandis que la qualité de l’image ORG PET reconstruite avec un cycle de service de 35% et l’image équivalente non fermée est maintenue constante. Bien que org ait comme résultat la réduction significative du volume de lésion comme quantifié sur des images de PET, la réduction absolue du volume n’a donné aucun épargnant significatif de la dose de rayonnement livrée aux organes à risque (OARs) pendant la planification de radiothérapie, comme démontré dans une autre étude22.

L’effet flou du mouvement respiratoire affecte également la quantification de l’hétérogénéité intra-tumorale. Dans une cohorte de 60 patients de NSCLC, ORG a eu comme conséquence des différences statistiquement significatives dans la quantification de dispositif de texture des lésions dans les lobes moyens et inférieursde poumon 23. Pour les caractéristiques texturales; l’accent de haute intensité (HIE), l’entropie, le pourcentage de zone (ZP) et la dissemblation, l’augmentation relative a été de 16,8 % ± 17,2 %(p = 0,006), 1,3 % ± 1,5 %(p = 0,02), 2,3 % ± 2,2%(p = 0,002), 11,6% ± 11,8%(p = 0,006) entre les images ORG PET et leurs images PET équivalentes non fermée. La quantification de l’hétérogénéité intra-tumorale n’a pas été sensiblement affectée pour des lésions dans les lobes supérieurs de poumon. La diminution moyenne de ces caractéristiques texturales était de 1,0 % ± 7,7 %(p = 0,3), 0,35 % ± 1,8 %(p = 0,3), 1 0,7 % ± 13,2 %(p = 0,4 ) et 0,4 % ± 2,7 %(p = 0,5), pour la dissemblation, l’entropie, HIE, et ZP respectivement. En outre, il n’y avait pas de différence significative entre les images ORG et les images PET non fermées pour les lésions situées au centre, avec une augmentation moyenne de 0,58 % ± 3,7 % (P = 0,6), 5,0 % ± 19,0 % (P = 0,4), 0,4 % 0,59% ± 4,0% (P = 0,9), et 4,4% ± 27,8% (P = 0,4), pour l’entropie, dissimilité, ZP et HIE respectivement. Bien que la quantification des dispositifs texturaux ait été sensiblement affectée pour des lésions situées dans les lobes moyens et inférieurs de poumon, les modèles multivariés de régression de Cox pour la survie n’ont pas étésensiblement affectés 23. En plus de la quantification de l’hétérogénéité intra-tumorale des lésions pulmonaires, le mouvement respiratoire peut avoir comme conséquence des changements significatifs dans la quantification de l’hétérogénéité intra-tumorale des lésions situées dans la région abdominale supérieure. Ceci est facilement démontré dans une étude étudiant l’effet d’ORG sur la quantification des patients présentant un adénocarcinome ductal pancréatique (PDAC)24. L’enlèvement des artefacts respiratoires de mouvement des images de PET utilisant ORG affecte considérablement la quantification des dispositifs texturaux dans les lésions de PDAC. On a observé que la corrélation des dispositifs calculés de texture avec la survie globale a été sensiblement affectée.

Figure 1
Figure 1: a) Distribution physiologique de 18F-fluorodeoxyglycose (FDG) dans un patient qui a subi la tomographie d’émission de positron (PET) formation image. Il y a l’absorption significative de FDG dans le coeur, le cerveau, et le foie du patient. b)Augmentation de l’absorption du FDG dans les métastases multiples du poumon, du ganglion lymphatique et des métastases éloignées chez un patient atteint d’un cancer du poumon non à petites cellules de stade IV (NSCLC), démontrant l’absorption préférentielle du FDG dans les lésions cancéreuses par rapport à la plupart des autres tissus non affectés. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 2
Figure 2 : Gating à base de phase et d’amplitude dans la tomographie par émission de positons (TEP). a) Gating à base de phase, b) gating à base d’amplitude, et c) gating respiratoire optimal (ORG). Au cours d’un gating par phase, chaque cycle respiratoire est subdivisé en un nombre fixe de portes (dans ce cas 4). Les données recueillies dans une porte spécifique seront utilisées pour reconstruire une image à partir de laquelle les principaux composants de mouvement respiratoire seront enlevés. Le gating à base d’amplitude repose sur la définition d’une limite d’amplitude supérieure et inférieure. Les approches de gating respiratoire basées sur l’amplitude reposent généralement sur la spécification d’une amplitude-gamme par l’utilisateur. Les données recueillies lorsque les signaux respiratoires se situent dans la plage d’amplitude définie seront utilisées pour la reconstruction de l’image. L’algorithme optimal de gating respiratoire (ORG) utilise une telle approche basée sur l’amplitude et calculera une plage d’amplitude optimale basée sur le cycle de service (pourcentage des données PET requises pour la reconstruction de l’image) fournie. La plus petite plage d’amplitude qui contient encore la quantité spécifiée de données nécessaires à la reconstruction de l’image (somme totale des zones ombragées en bleu) est sélectionnée comme plage d’amplitude optimale (W). Pour ce faire, l’algorithme ORG ajuste la limite supérieure (U) pour différentes valeurs de la limite inférieure (L). En général, l’augmentation du nombre de portes ou la réduction de la plage d’amplitude se traduira par un rejet plus efficace du mouvement respiratoire au prix d’une augmentation du bruit de l’image. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 3
Figure 3 : Sélection du protocole d’imagerie approprié. Un protocole d’imagerie prédéfini peut être sélectionné en sélectionnant un protocole d’une catégorie spécifique (en faisant passer la souris sur les catégories de protocole (indiquées par la boîte rouge) et en sélectionnant un protocole dans le menu décrochage). S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 4
Figure 4 : Différentes touches sur la boîte de commande des scanners Siemens mCT et Horizon PET/CT. 1) Déplacer la clé, utilisée pour déplacer la table du patient vers la position de mesure suivante, 2) Décharger la clé du patient : utilisée pour déplacer la table du patient vers la position de déchargement après l’acquisition de l’image, 3) Touche de démarrage : Utilisée pour déclencher un balayage, le panneau d’avertissement de rayonnement (4) s’allume lors de l’acquisition de l’image, 4) Lampe d’avertissement de rayonnement : Indique et fournit un signal d’avertissement lorsque le tube à rayons X est allumé, 5) Touche suspendue : Utilisée pour tenir la procédure de balayage. C’est la méthode préférée pour interrompre une analyse avant l’achèvement. L’option de suspension permet le redémarrage du protocole d’image au point est arrêté, 6) Entendre la clé du patient: Appuyez sur cette clé pour entendre le patient, la diode lumineuse a indiqué que la connexion d’écoute est active, appuyez à nouveau sur cette clé pour libérer la connexion d’écoute, 7) Haut-parleur, 8) Appelez la clé du patient: Maintenez cette clé tout en parlant au microphone (10) pour fournir des instructions au patient, 9) Clé d’arrêt: Utilisé pour arrêter immédiatement la procédure de numérisation, utilisé en cas d’urgence, 10) Microphone. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 5
Figure 5 : Après l’acquisition du topogramme, le temps d’acquisition des différentes positions de lit doit être spécifié (dans l’onglet « Routine »). Dans cet exemple, les positions de lit fermée sont enregistrées pendant 6 minutes (lit 2), tandis que les positions de lit non fermée sont acquises en 2 minutes (lit 1 et 3). Les positions de lit fermée (surlignées en orange dans le topogramme) peuvent être définies en définissant l’option « Physio » à « On » dans la deuxième colonne. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 6
Figure 6 : La forme d’onde respiratoire du patient est affichée dans la partie supérieure du tableau de bord ainsi qu’un histogramme de la fréquence respiratoire (partie inférieure) de l’onglet « Déclencheur ». Le cycle de service peut être sélectionné à partir du menu drop-down à droite (dans ce cas 35%). Ce protocole a un temps standard d’acquisition d’image de 6 minutes par position de lit pour les positions de lit fermée et de 2 minutes pour les positions de lit non fermée. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 7
Figure 7 : Sélection du protocole de reconstruction d’image (onglet « Recon »), les détails de la reconstruction de l’image peuvent être spécifiés pour chaque protocole en remplissant les champs pertinents. Pour la visualisation, un protocole de reconstruction d’image haute résolution est conseillé de fournir des détails dans les images PET reconstruites. Pour la quantification de l’absorption du radiotraceur sur les images PET, l’utilisation d’un protocole de reconstruction conforme earl est conseillée. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 8
Figure 8 : Images FDG-PET-CT non gated et optimales (ORG) d’un patient atteint d’un cancer du poumon non à petites cellules (NSCLC). Ce chiffre montre des images non gated (a) et ORG PET (b) d’un ganglion lymphatique hilar dans la station X chez un patient avec une lésion solitaire NSCLC dans le lobe inférieur gauche. L’image ORG PET est reconstruite avec un cycle de service de 35%. La réduction des effets flous du mouvement respiratoire aurait eu comme conséquence l’upstaging de ce patient de cT1N0M0 à cT1N1M0 et l’exigence pour l’évaluation histologique du ganglion lymphatique hilar utilisant l’ultrason endobronchial (EBUS). Ce chiffre a été modifié à partir de Grootjans et coll. (Cancer du poumon 2015). S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 9
Figure 9 : Image non fermée (a) et optimale de portail respiratoire (ORG) b) image FDG-PET-CT d’une lésion primaire de NSCLC et d’une lésion satellite dans le hilum droit de poumon. La lésion primaire est indiquée par un « p » tandis que la lésion satellite est indiquée par un « s » dans ce chiffre. Le gating respiratoire dans ce patient a eu comme conséquence le rétablissement amélioré de contraste des lésions satellites adjacentes à la lésion primaire. La présence de la lésion a été confirmée sur la formation image de CT de suivi, bien que ces résultats n’auraient pas eu un impact significatif sur la gestion clinique pour ce patient, ORG a eu comme conséquence la détection des lésions pulmonaires supplémentaires. Ce chiffre a été modifié à partir de Grootjans et coll. (Cancer du poumon 2015). S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 10
Figure 10 : Images non gated et optimales de portail respiratoire (ORG) FDG-PET-CT d’un patient présentant des lésions de NSCLC dans le lobe inférieur gauche et l’hilum de poumon. Cet exemple montre l’effet du flou de mouvement induit par la respiration sur la visualisation et la quantification des lésions de NSCLC. a) Image pet non fermée représentant une lésion dans le lobe inférieur gauche, b) image PET ORG, reconstruite avec un cycle de service de 35% d’une lésion dans le lobe inférieur gauche, c) Image PET non fermée représentant une lésion dans l’image pet pulmonaire gauche, d) ORG PET image, reconstruit avec un cycle de service de 35% d’une lésion dans le hilum pulmonaire gauche. Dans ce patient, la lésion située dans l’hilum de poumon est soumise au mouvement respiration-induit considérable, montrant un grand effet sur la quantification de l’absorption de lésion et du volume métabolique quand ORG est exécuté. Pour cette lésion, une augmentation de la valeur normalisée moyenne d’absorption (SUVmean) de 31.9% et de la diminution du volume métabolique de 23.0% a été observée. L’effet du mouvement respiratoire sur la quantification de l’absorption et du volume de lésion était 5.3% et 1.9% respectivement pour la lésion dans le lobe supérieur de poumon. Ce chiffre a été modifié de Grootjans et coll. (Eur Radiol 2014). S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 11
Figure 11 : Comparaison des images tEP à portail respiratoire optimal (ORG) et non fermée avec différentes statistiques de dénombrement chez un patient atteint d’un cancer du poumon non à petites cellules de stade IV (NSCLC). La colonne de gauche (a et c) affichent les images PET non fermées reconstruites avec toutes les données enregistrées (a) et 35 %(c). La comparaison des images a et c révèle que les niveaux de bruit sont augmentés lorsque moins de données sont utilisées pour la reconstruction de l’image, particulièrement perceptibles dans les zones d’absorption relativement homogènes, comme le foie (indiqué avec un astérisque '*'). La colonne sur la droite (b et d ) afficheles images ORG PET reconstruit avec 50% et 35% cycle de service. Ces images montrent que la quantité de bruit est augmentée lorsque le cycle de service est abaissé. La comparaison de l’image PET non fermée (c) avec son équivalent ORG PET ( d )montre quel’effet de flou induit par les voies respiratoires est réduit dans l’image ORG, qui se reflète par la taille apparente de la lésion métastatique dans la glande surrénale (indiqué avec un signe plus '+') et les calices rénaux du rein gauche (indiqué avec un 'x'). S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Dans le milieu de la médecine nucléaire, la détérioration des effets des artefacts de mouvement respiratoire dans l’imagerie TEP est reconnue depuis longtemps. Il a été démontré dans de nombreuses études que l’effet flou des artefacts de mouvement respiratoire peut influencer de manière significative la quantification de l’image et la détectabilité des lésions. Bien que plusieurs méthodes de gating respiratoire aient été développées, le gating respiratoire n’est actuellement pas employé couramment dans la pratique clinique. Ceci est particulièrement dû à une qualité d’image variable résultante, à la prolongation inacceptable des temps d’acquisition d’image, et à l’intégration non idéale de l’igcouplement respiratoire dans un protocole clinique d’imagerie complète de corps. L’avantage d’ORG est qu’il permet une intégration pratique dans un protocole d’imagerie TEP standard pour l’ensemble du corps, ce qui permet d’intégrer de façon transparente plusieurs positions de lit fermée et non fermée dans une seule image. En outre, l’algorithme ORG prend en compte les caractéristiques spécifiques de l’ensemble du signal respiratoire, telles que les phases de plateau, lors du calcul de la plage d’amplitude optimale, tandis que l’utilisateur a la possibilité de spécifier directement la qualité d’image des images PET reconstruites en spécifier le cycle de service. Cependant, comme beaucoup d’autres méthodes de gating respiratoire, ORG exige l’utilisation de capteurs externes qui est utilisé pour effectuer des gations respiratoires. En outre, selon le cycle de service utilisé, une quantité considérable de données PET est rejetée et non utilisée pour la reconstruction de l’image finale. Par conséquent, le fait de réussir un gating respiratoire avec org repose sur un suivi approprié du mouvement respiratoire à l’aide de capteurs externes et l’allongement des temps d’acquisition d’image ou de la quantité d’activité administrée aux patients. La difficulté liée à l’utilisation de capteurs a inspiré le développement d’approches de gating respiratoires sans données ou sans capteur25,26,27. Ces techniques axées sur les données omettent l’exigence d’un signal de substitution externe en extrayant des informations sur le mouvement respiratoire à partir des données du mode liste PET elles-mêmes. Ces techniques axées sur les données ont été développées par plusieurs fournisseurs de TEP et ont été proposées comme solutions de rechange cliniquement applicables aux méthodes basées sur les capteurs, facilitant ainsi l’tétisme respiratoire de routine en pratique clinique.

En plus d’extraire uniquement des informations concernant le mouvement respiratoire à partir de données PET, de nouvelles méthodes permettent l’enregistrement de toutes les données PET pour la reconstruction de l’image28. Ces reconstructions d’images compensées par le mouvement sont effectuées en transformant élastiquement les données TEP de différentes phases respiratoires en une seule image à partir de laquelle les artefacts de mouvement sont retirés. Par rapport aux gations respiratoires traditionnelles basées sur les capteurs, la reconstruction compensée par le mouvement ne nécessite pas d’allongement du temps d’acquisition d’images et empêche l’utilisation de matériel supplémentaire pendant le gating. Ces méthodes éliminent efficacement le mouvement respiratoire des images PET tout en maintenant la qualité del’image 29. En outre, avec l’émergence de la TEP hybride et de l’imagerie par résonance magnétique (MR), plusieurs méthodes ont été développées qui utilisent des informations de mouvement dérivées de MR pour corriger les images PET30,31,32,33. Bien que ces méthodes existent depuis un certain temps dans un cadre de recherche, les premières méthodes de gating respiratoire axées sur les données sont entrées sur le marché. Cependant, la plupart de ces méthodes sont encore en cours de développement actif et d’amélioration continue et des études cliniques plus larges sont nécessaires pour évaluer les performances et la robustesse de ces algorithmes.

Bien que les méthodes de gation respiratoire soient principalement axées sur la correction des images PET pour les artefacts de mouvement respiratoire, ces algorithmes ne prennent généralement pas en considération les données de tomodensitation acquises. Dans la pratique clinique, la tomodensive à faible dose (LD) est habituellement effectuée sans donner d’instructions respiratoires. L’enregistrement d’un LDCT acquis lorsque le patient respire librement peut entraîner un décalage spatial significatif entre la TEP respiratoire fermée et le LDCT, en particulier pour les structures anatomiques qui se déplacent pendant la respiration34. En plus de localiser avec précision l’absorption du radiotraceur, le LDCT est utilisé pour la correction d’atténuation des images PET. Par conséquent, l’effet d’un décalage spatial entre le PET et le CT peut introduire des inexactitudes quantitatives profondes dans le PET, en particulier lorsque l’absorption du radiotraceur est située à proximité de structures avec de grandes différences de densité, comme les tissus pulmonaires et osseux. Plusieurs auteurs ont étudié différentes méthodes pour synchroniser l’acquisition d’images afin de réduire l’inadéquation spatiale entre les images PET et CT. Une méthode proposée consiste à fournir des instructions respiratoires au patient lors de l’acquisition de la Tomodensive. Bien que les instructions de respiration standard de CT en combination avec ORG n’aient pas donné une amélioration de l’appariement spatial entre CT et PET35,les instructions patient-spécifiques basées sur le même signal respiratoire et gamme d’amplitude employée pour ORG ont eu comme conséquence une amélioration globale de la correspondance spatiale entre PET et CT36. Cependant, ces méthodes sont sensibles aux variations dans les instructions de l’opérateur et l’interprétation des patients. De meilleurs résultats ont été obtenus en effectuant des séances de formation avec le patient avant l’imagerie TEP-CT. Cependant, étant donné que certains patients ont de la difficulté à se conformer à ces instructions respiratoires en raison d’une condition physique altérée, le succès pourrait rester variable dans un cadre clinique. D’autres approches incluent l’utilisation de CT respiratoire déclenché, où le signal respiratoire est employé pour déclencher l’acquisition de CT34. Cette approche en combinaison avec org a eu comme conséquence une réduction significative de l’inadéquation spatiale entre les images de PET et de CT. Dans une étude évaluant un déclenché à un protocole standard de CT a montré une augmentation de SUVmax et SUVmoyenne de 5,7% ± 11,2% (P < 0,001) et 6,1% ± 10,2% (P = 0,001), respectivement. Bien que l’accouplement complet de CT 4D ait été proposé pour assortir des images de PET et de CT, de telles stratégies ne sont pas applicables dans la pratique clinique courante étant donné une exposition inacceptable élevée de rayonnement au patient. Différentes méthodes pour réduire l’inadéquation spatiale entre les images PET et CT sont encore en cours d’évaluation pour leur efficacité et leur utilité clinique.

Bien que le mouvement respiratoire influence considérablement la quantification de l’image des images PET, il reste de nombreux autres facteurs techniques qui doivent être pris en compte afin de maintenir la reproductibilité et la précision quantitative des images PET11. Ces facteurs sont liés à la préparation des patients, aux paramètres d’acquisition d’imagerie et aux protocoles de reconstruction. Il est important de respecter des protocoles d’acquisition stricts, y compris l’utilisation de procédures similaires de préparation des patients, l’évaluation de l’absorption du radiotraceur à des moments précis et les paramètres de numérisation et de reconstruction11,37. À cet égard, l’Association européenne de médecine nucléaire (EANM) fournit des lignes directrices sur le FDGPET-CT quantitatif pour les comparaisons multicentriques. Il a été démontré que l’harmonisation des protocoles d’imagerie à l’aide de lignes directrices normalisées permet d’améliorer globalement la comparabilité des images TEP de différentes institutions38.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Les auteurs ne déclarent aucun conflit d’intérêts.

Acknowledgments

Les auteurs aimeraient remercier Richard Raghoo d’avoir fourni les images PET présentées à la figure 1.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Sensor Port, sensor, black box, wave deck, elastic band, load cell sensor (complete set) anzai medical co. respiratory gating system AZ-733V http://www.anzai-med.co.jp/en/product/item/az733v

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Kostakoglu, L., Agress, H., Goldsmith, S. J. Clinical Role of FDG PET in Evaluation of Cancer Patients. Radiographics. 23 (2), 315-340 (2003).
  2. Grootjans, W., et al. PET in the management of locally advanced and metastatic NSCLC. Nature Reviews Clinical Oncology. 12 (7), 395-407 (2015).
  3. Croteau, E., et al. PET Metabolic Biomarkers for Cancer. Biomarkers in Cancer. 8, Suppl 2 61-69 (2016).
  4. Vlenterie, M., et al. Early Metabolic Response as a Predictor of Treatment Outcome in Patients With Metastatic Soft Tissue Sarcomas. Anticancer Research. 39 (3), 1309-1316 (2019).
  5. Barrington, S. F., Meignan, M. A. Time to prepare for risk adaptation in lymphoma by standardising measurement of metabolic tumour burden. Journal of Nuclear Medicine. 60 (8), 1096-1102 (2019).
  6. Grootjans, W., et al. Performance of automatic image segmentation algorithms for calculating total lesion glycolysis for early response monitoring in non-small cell lung cancer patients during concomitant chemoradiotherapy. Radiotherapy and Oncology. 119 (3), 473-479 (2016).
  7. Grootjans, W., Geus-Oei, L. F., Bussink, J. Image-guided adaptive radiotherapy in patients with locally advanced non-small cell lung cancer: the art of PET. Quarterly Journal of Nuclear Medicine and Molecular Imaging. 62 (4), 369-384 (2018).
  8. Everitt, S., et al. Acute radiation oesophagitis associated with 2-deoxy-2-[18F]fluoro-d-glucose uptake on positron emission tomography/CT during chemo-radiation therapy in patients with non-small-cell lung cancer. Journal of Medical Imaging and Radiation Oncology. 61 (5), 682-688 (2017).
  9. Castillo, R., et al. Pre-radiotherapy FDG PET predicts radiation pneumonitis in lung cancer. Radiation Oncology. 74 (9), 1-10 (2014).
  10. Lee, J. W., Seo, K. H., Kim, E. S., Lee, S. M. The role of 18F-fluorodeoxyglucose uptake of bone marrow on PET/CT in predicting clinical outcomes in non-small cell lung cancer patients treated with chemoradiotherapy. European Radiology. 27 (5), 1912-1921 (2017).
  11. Aide, N., et al. EANM/EARL harmonization strategies in PET quantification: from daily practice to multicentre oncological studies. European Journal of Nuclear Medicine and Molecular Imaging. 44, Suppl 1 17-31 (2017).
  12. Grootjans, W., et al. Amplitude-based optimal respiratory gating in positron emission tomography in patients with primary lung cancer. European Radiology. 24 (12), 3242-3250 (2014).
  13. Dawood, M., Büther, F., Lang, N., Schober, O., Schäfers, K. P. Respiratory gating in positron emission tomography: A quantitative comparison of different gating schemes. Medical Physics. 34 (7), 3067 (2007).
  14. Fayad, H., Lamare, F., Thibaut, M., Visvikis, D. Motion correction using anatomical information in PET/CT and PET/MR hybrid imaging. Quarterly Journal of Nuclear Medicine and Molecular Imaging. 60 (1), 12-24 (2016).
  15. Nehmeh, S. A., et al. A novel respiratory tracking system for smart-gated PET acquisition. Medical Physics. 38 (1), 531-558 (2011).
  16. Boucher, L., Rodrigue, S., Lecomte, R., Bénard, F. Respiratory Gating for 3-Dimensional PET of the Thorax: Feasibility and Initial Results. Journal of Nuclear Medicine. 45 (2), 214-229 (2004).
  17. Kokki, T., et al. Linear relation between spirometric volume and the motion of cardiac structures: MRI and clinical PET study. Journal of Nuclear Cardiology. 23 (3), 475-485 (2016).
  18. van Elmpt, W., et al. Optimal gating compared to 3D and 4D PET reconstruction for characterization of lung tumours. European Journal of Nuclear Medicine and Molecular Imaging. 38 (5), 843-855 (2011).
  19. Tsutsui, Y., et al. Accuracy of amplitude-based respiratory gating for PET/CT in irregular respirations. Annals of Nuclear Medicine. 28 (8), 770-779 (2014).
  20. Grootjans, W., et al. The impact of respiratory gated positron emission tomography on clinical staging and management of patients with lung cancer. Lung Cancer. 90 (2), 217-223 (2015).
  21. Van Der Gucht, A., et al. Impact of a new respiratory amplitude-based gating technique in evaluation of upper abdominal PET lesions. European Journal of Radiology. 83 (3), 509-515 (2014).
  22. Wijsman, R., et al. Evaluating the use of optimally respiratory gated 18F-FDG-PET in target volume delineation and its influence on radiation doses to the organs at risk in non-small-cell lung cancer patients. Nuclear Medicine Communications. 37 (1), 66-73 (2016).
  23. Grootjans, W., et al. The Impact of Optimal Respiratory Gating and Image Noise on Evaluation of Intratumor Heterogeneity on 18F-FDG PET Imaging of Lung Cancer. Journal of Nuclear Medicine. 57 (11), 1692-1698 (2016).
  24. Smeets, E. M. M., et al. Optimal respiratory-gated [18F]FDG PET/CT significantly impacts the quantification of metabolic parameters and their correlation with overall survival in patients with pancreatic ductal adenocarcinoma. European Journal of Nuclear Medicine and Molecular Imaging Research. 9 (1), 1-10 (2019).
  25. Büther, F., Vehren, T., Schäfers, K. P., Schäfers, M. Impact of Data-driven Respiratory Gating in Clinical PET. Radiology. 281 (1), 229-238 (2016).
  26. Feng, T., et al. Self-Gating: An Adaptive Center-of-Mass Approach for Respiratory Gating in PET. IEEE Transactions on Medical Imaging. 37 (5), 1140-1148 (2018).
  27. Schleyer, P. J., O'Doherty, M. J., Marsden, P. K. Extenstion of a data-driven gating technique to 3D, whole body PET studies. Physics in Medicine & Biology. 56 (13), 3953-3965 (2011).
  28. Lamare, F., Fayad, H., Fernandez, P., Visvikis, D. Local respiratory motion correction for PET/CT imaging: Application to lung cancer. Medical Physics. 42 (10), 5903-5912 (2015).
  29. Lamare, F., et al. List-mode-based reconstruction for respiratory motion correction in PET using non-rigid body transformations. Physics in Medicine & Biology. 52 (17), 5187-5204 (2007).
  30. Manber, R., et al. Clinical Impact of Respiratory Motion Correction in Simultaneous PET/MR, Using a Joint PET/MR Predictive Motion Model. Journal of Nuclear Medicine. 59 (9), 1467-1473 (2018).
  31. Rank, C. M., et al. Respiratory motion compensation for simultaneous PET/MR based on highly undersampled MR data. Medical Physics. 43 (12), 6234-6245 (2016).
  32. Küstner, T., et al. MR-based respiratory and cardiac motion correction for PET imaging. Medical Image Analysis. 42, 129-144 (2017).
  33. Fayad, H., et al. The use of a generalized reconstruction by inversion of coupled systems (GRICS) approach for generic respiratory motion correction in PET/MR imaging. Physics in Medicine & Biology. 60 (6), 2529-2546 (2015).
  34. van der Vos, C. S., et al. Improving the Spatial Alignment in PET/CT Using Amplitude-Based Respiration-Gated PET and Respiration-Triggered CT. Journal of Nuclear Medicine. 56 (12), 1817-1822 (2015).
  35. van der Vos, C. S., et al. Comparison of a Free-Breathing CT and an Expiratory Breath-Hold CT with Regard to Spatial Alignment of Amplitude-Based Respiratory-Gated PET and CT Images. Journal of Nuclear Medicine Technology. 42 (4), 269-273 (2014).
  36. van der Vos, C. S., Meeuwis, A. P. W., Grootjans, W., de Geus-Oei, L. F., Visser, E. P. Improving the spatial alignment in PET/CT using amplitude-based respiratory-gated PET and patient-specific breathing-instructed CT. Journal of Nuclear Medicine Technology. 47 (2), 154-159 (2018).
  37. Houdu, B., et al. Why harmonization is needed when using FDG PET/CT as a prognosticator: demonstration with EARL-compliant SUV as an independent prognostic factor in lung cancer. European Journal of Nuclear Medicine and Molecular Imaging. 46 (2), 421-428 (2019).
  38. Kaalep, A., et al. EANM/EARL FDG-PET/CT accreditation - summary results from the first 200 accredited imaging systems. European Journal of Nuclear Medicine and Molecular Imaging. 45 (3), 412-422 (2018).

Tags

Recherche sur le cancer numéro 161 affection respiratoire quantification de l’image tomographie par émission de positons cancer du poumon non à petites cellules radiothérapie planification de la radiothérapie
Gestion des artefacts de mouvement respiratoire dans <sup>18</sup>tomographie par émission de positron de F-fluorodeoxyglucose à l’aide d’un algorithme optimal de gating respiratoire basé sur l’amplitude
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Grootjans, W., Kok, P., Butter, J.,… More

Grootjans, W., Kok, P., Butter, J., Aarntzen, E. Management of Respiratory Motion Artefacts in 18F-fluorodeoxyglucose Positron Emission Tomography using an Amplitude-Based Optimal Respiratory Gating Algorithm. J. Vis. Exp. (161), e60258, doi:10.3791/60258 (2020).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter