WO2022023419A1 - Procede et dispositif de traitement d'images en scintigraphie thyroïdienne - Google Patents

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WO2022023419A1
WO2022023419A1 PCT/EP2021/071155 EP2021071155W WO2022023419A1 WO 2022023419 A1 WO2022023419 A1 WO 2022023419A1 EP 2021071155 W EP2021071155 W EP 2021071155W WO 2022023419 A1 WO2022023419 A1 WO 2022023419A1
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thyroid
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Jérôme Clerc
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Assistance Publique Des Hopitaux De Paris
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    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing

Definitions

  • the present description concerns a method and a device for processing images in thyroid scintigraphy, as well as the visualization of the resulting data in order to help a practitioner establish a diagnosis.
  • Iodine-123 or Technetium-99m thyroid scintigraphy is usually represented as a simple planar image which as such has proven itself in diagnosis.
  • this simple representation is limited because it does not include quantified informative processing likely to modify or at least make it possible to refine the clinical or therapeutic approach.
  • New methods for quantifying the information provided by an image in scintigraphy alone or in combination with other sources are proposed. These sources include, for example, measurements taken at different times (for example the TSH level at the time of administration of an isotope or known historically) or may come from a previous ultrasound examination.
  • An exemplary embodiment relates to a method for processing a scintigraphy image which comprises obtaining a thyroid scintigraphy image representative of the distribution and binding at a time T1 of a radioactive isotope, administered to a patient at a time T0; obtaining a value representative of the overall fixation at time T1; the determination of a first surface of the image representative of a part p of the fixation at time T1; determining a ratio between said first area and a second area, said second surface being representative of the overall fixation at time T1; and generating a signal representative of an image representative of the first surface.
  • the second surface is representative of the distribution of the fixation at time Tl.
  • the first surface is part of the second surface and in the following, the first surface may be referenced 'Sp', namely the sub-surface of rank p.
  • the determination of the first surface, the determination of the ratio and the generation of the image representative of the first surface are carried out for a plurality of values of p.
  • the plurality of values of p is obtained by: iterative incrementation of a starting value by a fixed step, or a choice of values comprising at least 10%, 50%, 90%, or a choice made via a user interface - so this choice can be personalized.
  • the determination of the first surface is carried out by determining the number of pixels of the scintigraphic image representative of a fixation value above a threshold, said threshold being chosen as a function of p.
  • a value representative of a functional secretory volume of the thyroid or of at least one lobe of the thyroid is determined, the value representative of the functional secretory volume being a function of a value representative of the anatomical volume of the thyroid or at least one lobe of the thyroid and said determined ratio for a given value of p.
  • the method further comprises obtaining a TSH level at time T0; the display of at least one of: an expected iodine binding value as a function of the TSH level at time T0, and a binding value maximum iodine function of the TSH level at time T0, in the case where the TSH level is between 0.1 and 0.60 mU/L.
  • the value of the expected fixation is K ⁇ TSH+b, where K is a coefficient depending on the geographic location of the patient.
  • K is a coefficient depending on the geographic location of the patient.
  • the coefficient K is obtained on the basis of real measurements and the value of the expected fixation obtained by the above relation is therefore an average value.
  • the maximum binding expected is such that maximum binding ⁇ Kmax ⁇ TSH+b.
  • b is equal to 1 for a normal volume of the thyroid or 2 for a goitre.
  • Kmax is substantially equal to 20, for a measurement in Paris.
  • the method further comprises the generation of a display signal of p and of said ratio between the first and the second surface.
  • said thyroid scintigraphy image is an image of an entire thyroid or the image of a single thyroid lobe.
  • An exemplary embodiment also relates to a computer program product comprising instructions which, when executed by an image processing device, cause the implementation of the method according to one of the exemplary embodiments.
  • An exemplary embodiment an image processing device comprising a processor and a memory comprising instructions which, when they are executed by said processor, lead to the implementation of the method according to one of the exemplary embodiments.
  • FIG. 1 is a planar scintigraphy image of a thyroid
  • FIG. 2 is a flowchart according to a first exemplary embodiment
  • FIG. 3 represents a plot of the contours of the thyroid of the image of FIG. 1 produced by an automatic detection algorithm
  • FIG. 4 represents a tracing of the contours of the thyroid of the image of FIG. 1 carried out manually
  • FIG. 5 is a parametric image obtained from a scintigraphy image according to a variant of a first exemplary embodiment
  • FIG. 6 is an example of display of images, in particular parametric images, and of complementary data according to a variant of the first example embodiment
  • FIG. 1 is a planar scintigraphy image of a thyroid
  • FIG. 2 is a flowchart according to a first exemplary embodiment
  • FIG. 3 represents a plot of the contours of the thyroid of the image of FIG. 1 produced by an automatic detection algorithm
  • FIG. 4 represents a tracing of the contours of the thyroid of the image of FIG. 1 carried
  • FIG. 7 is a flowchart according to a second exemplary embodiment
  • FIG. 8 is a first example of presentation of the imaging data and of the quantified parameters determined using the various example embodiments
  • FIG. 9 is a second example of presentation of the imaging data and of the quantified parameters determined using the various example embodiments
  • FIG. 10 is a flowchart illustrating a third example embodiment
  • FIG. 11 is a flowchart illustrating a fourth example embodiment
  • FIG. 12 represents a native image, five parametric images of a thyroid or of its lobes according to an exemplary embodiment
  • FIG. 13 is a block diagram of a device capable of implementing one or more of the example embodiments
  • FIG. 14 represents eight 'Ph' phantoms in its upper part and scintigraphy images of a thyroid in its lower part;
  • FIG. 15 represents a raw scintigraphy image of a thyroid as well as depth-corrected images with concentration display (%/g);
  • Figures 16a and 16b show exemplary embodiments for a multi-nodular thyroid, where Figure 16a shows a raw image of the thyroid and the value of uptake at T1, as well as parametric images for nine percent p values of the global fixation, and where Figure 16b represents a raw image on a color scale in pixel values as well as images of the depth-corrected concentrations, in %/g, for each of the lobes and the entire thyroid.
  • Figure 16a and 16b show exemplary embodiments for a multi-nodular thyroid, where Figure 16a shows a raw image of the thyroid and the value of uptake at T1, as well as parametric images for nine percent p values of the global fixation, and where Figure 16
  • Scintigraphy presupposes the administration to the patient of a radioisotope emitting radiation which can be detected by an appropriate camera.
  • This isotope is often Iodine 123, or 99mTc in the form of pertechnetate (99mTc04) or 99mTc-MIBI.
  • a first non-limiting example of embodiment relates in particular to the processing of the image in scintigraphy with the aim of obtaining the quantification of the relative surface encompassing a given percentage p of the activity of the isotope, and this preferably for a plurality of p-values.
  • This quantification will also be called spatial targeting index by activity in what follows.
  • a second non-limiting embodiment includes the determination of a functional secretory mass (or even a functional secretory volume) respectively for one or more values of p.
  • This example takes into account a third dimension compared to the two dimensions of the image in scintigraphy. This data indeed requires knowledge of the anatomical volume, which can be obtained by different approaches.
  • a third example of non-limiting embodiment includes in particular the taking into account of the TSH level in the evaluation of the early fixation, corrected for the level of TSH, of iodine 123, as well as the prediction of the slowed fixation (value expected for a collapsed TSH) and the maximum expected value (for the measured value of TSH at the time of injection).
  • a fourth non-limiting exemplary embodiment comprises image processing in scintigraphy with the aim of producing a parametric image according to the average absolute concentration values (for example in fixed iodine per gram of tissue) instead of image pixel values, and then determine a spatial targeting index by concentration.
  • This spatial targeting index by concentration is equal to the relative surface of the image encompassing a concentration rate c. Preferably, this index is calculated for several values of c.
  • the purpose of these exemplary embodiments is to propose parameters for quantifying the image in scintigraphy, with the aim of helping the practitioner to refine his diagnosis.
  • These quantifications may, where appropriate, incorporate additional data from examinations or prior measurements (by ultrasound for volume information, probe measurements of absolute activity of the fixed radioisotope, blood analysis to determine the rate of TSH at a given time).
  • the embodiments are not necessarily exclusive but complement each other.
  • certain information determined in the first example embodiment is, or may be, used in certain other examples.
  • the exemplary embodiments can be implemented by a device such as a computer and suitable software. This device, which will be described in greater detail in connection with FIG. 13, can offer a man-machine interface suitable for entering certain data or choosing certain options.
  • Figure 2 is a flowchart of a first embodiment.
  • the scintigraphy image is obtained.
  • the scintigraphy image of a thyroid gland is in a format of 256*256 pixels coded on 8 bits and was obtained via a 'pinhole' collimator gamma camera.
  • the black represents the 0 value and the white the maximum value.
  • the quantity ('activity') of radioisotope initially administered (in MBq) at T0 is retained (or fixed) by the gland and measured at Time Tl.
  • the time of acquisition Tl is typically between 60 minutes and 240 minutes for so-called 'early' fixing, and up to 30 hours in certain other cases.
  • T1 is taken equal to 120 minutes.
  • the image acquisition time is typically 600 to 900 seconds, or can be limited to a number of counts detected (for example between 70k and 100k counts detected for the entire image). In the case of Figure 1, the number of moves has been limited to 70k. It should be noted that the spatial targeting technique described later is valid regardless of the time of acquisition and the isotope used.
  • the image processed can be an image obtained in the past and loaded from a storage means such as a server.
  • the acquired image is representative of the activity fixed in the zone covered by the camera, as well as of its distribution in this zone.
  • This image is for example in the DICOM format (acronym meaning Medical Imaging and Communications in Medicine). Of course, other image coding formats can be used.
  • each pixel of the image corresponds to the number of counts counted by the camera in the area covered by the pixel and is therefore representative of the fixation of the radioisotope at this location at time T1.
  • the pixel counts are displayed, possibly by using an index table function ('LUT'), and create the contrast of the image.
  • 'LUT' index table function
  • the image contrast only gives internal information relating to the image.
  • An area known to be "cold" to the eye may be more active than a "warm" area of another image (upper area of the lookup table range) .
  • the scintigraphic image does not give absolute quantification information but only a relative image of the fixations.
  • This problem is illustrated by figure 14.
  • the upper part of this figure represents eight phantoms (Ph 1 to 8, in the form of syringes filled with RA water) mimicking two thyroid lobes. All ghosts contain the same activity.
  • the contrast of Ph 1 to 3 phantoms increases with decreasing concentration of Ph2, Ph4 and Ph6 which are the same syringe (therefore the same activity) with two dilutions, corresponding to an increase in RA volume. It is clearly seen that G display of the signal on Phi decreases for Ph3 and decreases again for Ph5 while it is the same object.
  • the Ph7 is the Ph5 (same syringe) with a little extra activity added to mimic a hot nodule.
  • the contrast does not reflect the fixed activity but only the relative surface concentrations; this is why it is proposed to quantify the images.
  • the lower part of Figure 14 represents a human thyroid.
  • the lobar fixations in A and B are totally different (13.5% against 3.7%) while the black levels are comparable for a grayscale correspondence table.
  • the “cold” nodule in A fixes 2.8%, i.e. a higher value than the hot iso nodule in B (1.9%). Therefore, local contrast cannot be relied upon to infer the uptake or nature of a nodule.
  • a spatial calibration image (magnification factor) can also be produced.
  • This image is for example an image taken after placing markers at a known distance with a cobalt pencil and can be used to determine the dimensions in the image, for example in mm/pixel.
  • the calibration image is for example useful in the absence of an ultrasound image and the associated metadata, which provides another means of determining quantities in the scintigraphy image.
  • a first noise reduction of the image is carried out by filtering the latter to zero any pixel which is only surrounded by other pixels already at zero.
  • step 202 what will be called hereafter the overall activity (or fixation) at time T1 is determined.
  • This overall activity corresponds to the quantity of iodine 1231 fixed by the thyroid at time T1 and is equal to a percentage of the activity initially administered.
  • the global activity can be obtained for example in two ways:
  • the global activity is determined by designating in the scintigraphic image the surface comprising this global activity (the salient region or 'ROI' for 'Region of Interest' in English), either by drawing the contours, either by applying a known method for determining the contours (for example a method based on the detection of the extrema of the first derivative, in general the local maximums of the intensity of the gradient or even a method based on the search for cancellations of the derivative second, for example the cancellations of the Laplacian or of a nonlinear differential expression).
  • a known method for determining the contours for example a method based on the detection of the extrema of the first derivative, in general the local maximums of the intensity of the gradient or even a method based on the search for cancellations of the derivative second, for example the cancellations of the Laplacian or of a nonlinear differential expression.
  • a second noise reduction is carried out beforehand, consisting for example of estimating the noise in the image in a zone - for example rectangular - located outside the thyroid itself, usually in central subthyroid area.
  • the pixel values are summed over this area, and the value thus obtained is divided by the number of pixels in this area, to obtain an average noise value per pixel. This value will then be subtracted from the value of each pixel in the image.
  • This noise reduction notably improves the automatic detection of contours.
  • Figure 3 shows the scintigraphy image of Figure 1 with automatic edge detection
  • Figure 4 shows the scintigraphy image of Figure 1 with manual contour tracing using line segments. It should be noted that in the case of low contrast areas such as the upper left part of the image, the automatic detection forgets an area which is included by the manual tracing. Depending on the quality of the image and the needs, we will choose one or the other of the methods, or we will allow a user to manually correct an automatic detection.
  • the counts inside this contour are summed, which allows, knowing the sensitivity of the camera in counts per MBq.s (CPS/MBq.s) and the acquisition time, to determine the overall activity fixed at time T1 in MBq.
  • the sensitivity of the camera or probe is determined according to regularly published international recommendations - see in this context reference [5]
  • Biological fixation effective fixation at t / exp (- 1 / T), where T is the physical period of the isotope (13.6 h for 1231).
  • the information can be provided automatically to the device via a appropriate communication.
  • the scintigraphic image is segmented by percentage of activity p relative to the overall activity at time T1.
  • surfaces are counted in number of pixels, while Si ('i' for 'initial' designates the surface (thus the number of pixels) corresponding to all the pixels with a value greater than or equal to 1.
  • a surface corresponds to a number of strokes, which is the sum of the values of the pixels of this surface.
  • the number of hits makes it possible to determine the percentage of the overall activity at time T1, simply by calculating the ratio between the number of hits corresponding to this surface and the number of hits corresponding to the surface Si.
  • the segmentation is carried out as follows:
  • the scintigraphy image is iteratively eroded by editing a histogram (or even a distribution) by increasing values with memory of the pixel positions.
  • the erosion starts with the value 1, the value being incremented with each iteration.
  • the steps are as follows: i. Initialization of a counter X to 1; ii. Removal of Thistogram of pixels for a value X; iii. Filtering of isolated pixels (having only neighbors with zero value); iv. Determination of the number of remaining pixels to determine the surface S associated with this iteration; v. Summation of the values of the remaining pixels to determine the number of residual hits associated with this iteration (remaining activity at G iteration X); vi. Determination of the percentage p of the remaining activity covered by the remaining pixels by dividing the number of residual counts by the number of counts associated with Si; vii.
  • step (i) Obtaining, for determined values of p, a datum called in the following 'spatial activity targeting index' and which gives, for a given value of p, the ratio between the surface area Sp associated with the given value of p and the Si surface (see also step 204 of FIG. 2); viii. Iterate over step (i) by incrementing X.
  • Ton increments X we therefore remove the pixels of value more low or equal, and only pixels with higher values will remain.
  • the values of p are chosen to comprise (a) at least 50% (b) at least 10%, 50%, 90% or (c) in increments. Concerning this last case, one can for example provide steps of incrementation of p of 5% or 10%.
  • the spatial targeting index is obtained for the entire image of the thyroid.
  • the spatial targeting index is obtained for only part of the thyroid, for example a single lobe.
  • the pixels of a surface corresponding to this part are considered, for example the surface of the left or right lobe, for the calculation of the initial activity at T1 or even Si, and for the calculation of the percentage of activity or even Sp.
  • the initial surface Si will have been delimited in any way, for example manually by cutting into two parts the contours previously obtained using a simple line segment inserted at the level of the isthmus between the two lobes.
  • Sp will by definition be a subset of this Si.
  • the activity spatial targeting index gives an indication of the distribution of the secretion. It helps to answer the question of where the most active / most functional areas of the image are and if they can be quantified. It indicates an imbalance of thyroid secretion, assuming that thyroid activity is homogeneous. It makes it possible to better determine the origin of the secretion and thus to better determine the subtype of functional disease of the thyroid. For example, in Graves' disease, all follicles are stimulated by anti-TSH (or 'TSI') receptor antibodies, leading to over-stimulation of the thyroid which can be detected with a targeting index spatially high, possibly exceeding 50%.
  • the effective values of p will not necessarily be identical to specific values chosen, because depending on the ratio of the sum of the values of remaining pixels compared to the sum of values of pixels for Si - one will choose among the values of p calculated those being closest to the desired values.
  • Such a parametric image can of course also be obtained for the initial surface Si.
  • the parametric image for a value of p is obtained by performing a processing to increase the visibility of the remaining non-null pixels; the simplest is a “bitmap” or binary or 0 and 1 display (as for example in FIG. 5).
  • the set of pixels corresponding to this percentage p in an image is for example displayed with an equal luminosity independent of the value of the pixels, for example maximum, the aim being to enable a practitioner to be able to clearly distinguish the surfaces corresponding to this percentage of activity to be able to easily locate them in the thyroid.
  • Figure 5 gives an example of such an image.
  • a step 205 once one (or more) image(s) and data have been obtained, it is possible to display them. It should be noted that according to a variant embodiment, the display of the image(s) is optional - it is very possible to simply determine the spatial targeting index(es).
  • the sequence of images thus generated is displayed at least partially jointly on the same screen or in the same window (as illustrated by FIG. 6), or else in the form of animation by successively displaying the images at the same place to highlight the dynamics of the evolution of the Sp surfaces.
  • the family of contours corresponding to the ROIs of the contours of the surfaces Sp i.e. p images of concentric isocontours for the values of p chosen.
  • the family of Sp surface contour ROIs can be saved and reused in the same patient, in the case of scintigraphy performed remotely, after administration of a pharmacological modulator (synthetic antithyroid drugs, LT3, etc.), in order to measure the variation in targeting induced by modulator prescription.
  • Figure 6 illustrates images for 5% p steps.
  • the top left image is the original scan image.
  • the image located just to its right is the image of Si, displayed in its parametric form.
  • the caption of the two images indicates the surface, namely the number of undamaged pixels: 21474 for the original image, 20066 for the image corresponding to the pixels in Si.
  • the difference is due to the pixels excluded from the area of interest .
  • the image of Si can optionally undergo filtering, for example by elimination of isolated pixels, before the implementation of steps (i) to (viii).
  • this filtered version of Si is called S100. Its binding is calculated at 11.92% at T1.
  • the legend indicates the absolute fixation measured before filtering at T1 multiplied by p.
  • Table 1 indicates in addition to the values of the absolute activity Fixp as a function of the surface area Sp, the values of the associated spatial targeting index ICp for the example in figure 6.
  • all or part of the spatial targeting indexes are displayed in conjunction with corresponding parametric images, for example in the legend of the images of FIG. 6.
  • the data representative of a parametric image are stored on a suitable storage medium such as a hard disk, for subsequent display or transmission to other devices. This also applies to the storage in the form of p ROIs of the contours of the surfaces Sp thus generated.
  • Thyroid hormone most commonly LT3 (“Cynomel” trademark) can frequently be prescribed to lower the TSH level (or Werner's test). This results in a reduction in the rate of TSH and spatial targeting (fall in the index).
  • This test is the reference test for compensated autonomic hypersecretions and is declared positive if there persists a fixation > 2% (120 minutes) or a contrast in the presence of a collapsed TSH, with 1231.
  • the program allows in this more complex case of: a) determining the spatial targeting index (family of p ROIs) of the base image, b) determining the spatial targeting index (family of p ROIs) of the pharmacologically modulated image and c) of recalibrating the two images according to routine commercial procedures and to reapply the family of p ROIs from the base image to the modulated image, in order to measure the variation of local fixations and targeting induced by the modulator.
  • the functional secretory mass - or a functional secretory volume - is determined respectively for one or more p values of the percentage of activity at time T1.
  • FIG. 7 illustrates the main steps.
  • the anatomical volume of thyroid This determination can be made by evaluating then summing the volumes of the lobes.
  • the determination of the anatomical volume can for example be carried out in three ways:
  • VFS(p) Anatomical volume*IC(p ).
  • the functional secretory volume is much more interesting than the simple anatomical volume from the point of view of diagnosis, prognosis or the development of a treatment plan.
  • C(%/g) lobar uptake (%)/lobar volume (g).
  • FIGS. 8 and 9 illustrate a screen that a user of the processing device could see. They include the original scintigraphy image, ultrasound sections arranged in correspondence with this image as well as several parametric images resulting from the erosion by no percentage of activity mentioned in relation to the first example of embodiment. The figures also indicate the spatial targeting indices at 50 and 75%, the secretory functional volumes associated with these two percentages, the volume of each lobe as well as the total volume, the concentrations in each lobe and the ratio of these concentrations.
  • the scintigraphy image in Figure 8 corresponds to a thyroid with Graves' disease, a common hyperplastic variant, while the image in Figure 9 corresponds to a thyroid with multifocal autonomization syndrome (several nodules " autonomic » hypersecreting).
  • TSF in Figure 8 corresponds to a quantification of anti-TSH receptors (“Thyroid Stimulating Immunoglobulins” or “TRAbs” for “Thyroid Receptor Antibodies”, in Anglo-Saxon terms in the literature).
  • the lobar concentration is of interest because it makes it possible to quantify the absolute binding capacity of the tissue under consideration. It is also an indirect measure of spatial heterogeneity. Indeed, early uptake as such reflects the absolute number of TSH-stimulable follicles. Given that for example for a euthyroid goitre, the global uptake is normal but the lobar volume is not, the value of the lobar concentration seems lower than for a healthy gland (less than 0.5%/g instead of 0.5 -0.8%/g in Paris).
  • the lobar concentration is increased (from 0.8 to more than 2.0%/g).
  • the ratio of lobar concentrations is defined as the ratio of the concentrations of the two lobes. This ratio is useful in distinguishing hyperplastic Graves' disease (common form) from Graves' disease associated with Hashimoto's thyroiditis (entangled form). In the latter case, the fixing and storage capacities are reduced. The consequence is that the concentration values are generally lower than in the case of hyperplastic Graves' disease, but in addition the concentration ratio becomes asymmetrical, for example the ratio is greater than 1.2 or less than 0.8.
  • the ratio makes it possible to better interpret the image in scintigraphy, in which an asymmetry observed in the image may only be due to a greater thickness of the lobe (the ratio then remains between 0.8 and 1.2), because the contrast of the image in scintigraphy does not represent the concentration.
  • the fourth exemplary embodiment provides further information concerning this point.
  • a third exemplary embodiment concerns a correction of the fixation at time T1 by means of the evaluation of the TSH level and its impact on the secretion of the thyroid.
  • the inventor has established the relationship between the early fixation of Iodine 123 and the TSH level in the range of 0.1 to 0.6 mU/L. It is thus possible to estimate the part of the autonomic secretion of the thyroid, not dependent on TSH, compared to that induced by TSH, which makes it possible in particular to help in the diagnosis of moderate hypersecretions, on the quantified image.
  • the TSH level is obtained. It is possible to obtain this level by blood analysis, which can be carried out on the basis of a sample obtained for example during the injection of the isotope.
  • the expected early binding (p), linear relationship of the TSH, and/or the maximum binding is determined on the basis of the following relationships:
  • the constant b is equal to 2 (goitre) or to 1 (normal volume) and reflects the physiological pool of autonomously functioning thyroid tissue which accounts for approximately 2% of uptake at 120 minutes.
  • Kmax the quantification relationship was studied in the low range of TSH ( ⁇ 0.60 mU/L) on a large population of naive patients, then slowed down by LT3 so as to bring the TSH close to 0, this old test (Wemer test) being the reference to certify a function independent of TSH (autonomy).
  • K [Basic fixation - Restrained fixation] / [Basic TSH - Restrained TSH]
  • the value of K describes a distribution that can be maximized over the entire population.
  • the relationship can be used in reverse form: as soon as the measured base fixation is greater than Kmax x TSH + [b], the function will be non-braking (which equivalent to a share of the fixation measured on the basic test does not depend on TSH).
  • the expected binding and/or the maximum binding are displayed during a step 1003 to allow a comparison with the measured binding. If the measured uptake is greater than the expected uptake, this is an indication of autonomic thyroid secretion, independent of TSH. Maximal uptake is used to determine if measured uptake is improbable given the measured TSH level.
  • the expected and maximum values of the binding are presented in the examples of Figures 8 and 9. A non-limiting example is as follows:
  • Global uptake is the sum of TSH-dependent uptake and TSH-independent uptake, i.e.
  • the unstoppable character will be retained if the image contrast persists in the presence of a collapsed TSH.
  • Kmax As the test must be sensitive and specific, the value of Kmax was retained at 20 to maintain good specificity (see below).
  • the Se value is a little lower in the focal forms, but the diagnosis by the image is generally simpler so that the slowed down image rectifies the diagnosis in the weakly secreting forms. Values are known for all TSH ranges and all non-TSH secretion variants (unpublished).
  • heterogeneous goitres include disseminated variants of autonomic hypersecretions explaining the variable curbability
  • the hot nodules are either autonomous (unstoppable) or hyperplastic (stoppable)
  • the hot nodules can be hyperplastic (brainable) or weakly secreting (autonomous not brakeable).
  • the image and the context usually make the difference.
  • one or more parametric images of the absolute concentrations, attenuated by the depth are determined.
  • the scintigraphic image of two dimensions, does little to account for the third dimension. Areas may have high - or low - fixation values not because of a malfunction but simply because of their thickness. Taking this factor into account makes it possible to refine the diagnosis.
  • FIG. 11 shows the steps according to this fourth example embodiment.
  • the depth is determined at the level of a pixel, namely the thickness of the thyroid on the axis perpendicular to the scintigraphy image passing through this pixel.
  • the dimensions of the lobes are available, for example determined according to one of the ways described in the context of the second exemplary embodiment.
  • the lobes being modeled in the present example in the form of a flattened ellipsoid whose image in scintigraphy is the projection on a plane, one can generate an ellipse according to the dimensions of length and width, orient it and place it either manually, or by an automatic process to better surround the lobe concerned in the scintigraphy image.
  • Thickness can be obtained in different ways, most commonly from ultrasound or from known lobar planimetry equations.
  • the flattening factor can be taken as 0.915 according to WHO recommendations.
  • the thickness - or depth - can also be obtained from the coupled ultrasound dimension (which always gives (length, width and thickness)), ultrasound being a prerequisite for the prescription of scintigraphy.
  • the concentration is calculated at the level of each pixel.
  • the average concentration is obtained by dividing the fixation at this pixel by the thickness determined at the location of a pixel.
  • a corresponding image is displayed, for example in grayscale with display in positive or negative or with a color look-up table (LUT). Additional processing can be performed before displaying a representative image of the average concentration values. This processing may include, but is not limited to, one or more of the following steps:
  • parametric images are obtained like those of FIG. 12.
  • the native image in gray levels is shown at the top left.
  • the "depth-corrected scan” box contains the native image 1201 on a colored scale.
  • the scale of the image is, by way of example, an 8-bit scale, ie 256 values, displayed according to a color which goes from black, then blue for the low values to red for the high values (1201).
  • Image 1202 has a scale of %/ml or %/g of iodine 1231.
  • a typical range of concentrations varying between 0 and 2.5%/g in Iodine 1231 one can for example associate a fixed colorimetric range where the value zero is represented by black and the value 3.0%/g is represented by red-yellow.
  • Images 1203 and 1204 are respective images of the right lobe and the left lobe, in a format identical to that of image 1202.
  • the display at 1202 corresponds to the native image at 1201, but represents the display in concentrations which indicates that the right lobe is not very active (around 0.1%/g) while the left lobe concentrates more (around 0.3 to 0.6%/g).
  • Image 1205 shows an example of parametric images of spatial targeting over 10 steps corresponding to image 1201.
  • Table 2a gives an example of realization corresponding to the study lobe by lobe and global of the initial image and depth corrected image.
  • Table 2a Figure 16a represents the raw scintigraphy image 1200 which was used to generate the parametric images 1201 to 1204.
  • the shooting parameters of this raw image are as follows:
  • a spatial targeting index of the concentrations is calculated in a manner similar to the first example embodiment, but starting from the concentration image, as presented in Table 2a.
  • This concentration spatial targeting index has the advantage of being independent of the thickness of the lobes. Indeed, classic 2D scintigraphy will restore more activity on the thickest areas.
  • the spatial targeting index obtained on the concentration images can be calculated and displayed either on T image of the entire thyroid, or on each of the lobes.
  • Figure 16b shows another example of a raw image of the thyroid but on a color scale (top left), while the other images are a parametric image of whole thyroid concentrations (top right), an image of right lobe concentrations, and an image of left lobe concentrations.
  • FIG. 13 is a block diagram of a system comprising an image processing device 1301 adapted to the implementation of the example embodiments.
  • This device can be a desktop or laptop computer, a server or any other data processing device capable of running suitable software.
  • the device 1301 comprises an internal communication bus 1302, connecting a processor 1303, a random access memory 1304 and a permanent storage memory 1312, for example a hard disk or a static memory.
  • the permanent storage memory contains software whose code, when executed by processor 1303, causes the implementation of one or more exemplary embodiments.
  • the 1303 processor can be a microprocessor, microcontroller, or any other component or set of components that can run software and appropriately interact with the internal components of the device, generate signals to or process signals from different communication interfaces.
  • the device 1301 comprises for example at least one interface 1305 for connection to a display screen 1306.
  • This interface 1305 can be for example an HDMI or DisplayPort interface.
  • the device 1301 also comprises a communication interface 1307 for communicating with external devices such as man/machine interface devices such as a keyboard 1308 and/or a mouse 1309.
  • This interface can also be used to connect the device to medical equipment for the direct transfer of data from or to these medical devices (such as the measurement of the overall activity at time T1 by probe mentioned above).
  • the display screen and the man/machine interface elements can be integrated into the 1301 device itself, for example in the case where the device is a portable computer.
  • the device 1301 further comprises a communication interface 1310, for example wireless, to communicate with a gateway 1311 connected to a network such as the Internet, in particular for the purpose of recovering medical imaging data on appropriate servers.
  • the display steps mentioned in connection with the exemplary embodiments may be limited to the simple generation of data likely to be displayed, for example for saving or transmission and possible subsequent display. This is also the case for the generation of a signal containing the information intended to be displayed, for example when the processing device does not include an integrated screen and generates a signal controlling an external display.
  • the matching of the two images is optimal to arrive at a fine diagnosis.
  • the matching of scintigraphy and its quantification makes it molecular imaging capable of identifying more than 20 diagnoses and variants.
  • the image processing described in the preceding examples of embodiment as well as the data derived therefrom make it possible to make a precise etiological diagnosis and to collect data useful for calculating the doses of iodine 131, when a treatment is programmed.
  • the scintigraphic image processing program is intended to be coupled with an attached program for calculating the therapeutic activities of iodine 131 which will use the previously determined data (patient ID, volume, concentration, fixation, etc.), to form a software theranostics (diagnostic and therapeutic).
  • Iodine 131 internal radiotherapy 1311 RTI
  • Iodine 131 internal radiotherapy 1311 RTI
  • the inventor has proceeded to the classification into fifteen subtypes which can benefit from a specific treatment with iodine 131.
  • the identification of the subtype then makes it possible to adapt the treatment by choosing the level of irradiation (number of Gray s), the right target volume (anatomical volumes or functional volumes), the level of TSH at the time of treatment (fixed the spatial targeting), the possible use of a pharmacological modulator and its dosage (antithyroid drugs, LT3, recombinant TSH, direct treatment), the method of calculating the activities (there are three groups using specific equations) in order to reduce finally the doses of iodine 131 administered on average while optimizing clinical efficacy.
  • the therapeutic program proposes for the two major varieties of benign pathology (autoimmunity and autonomy), 4 therapeutic intentions, 3 pharmacological modulators and 3 groups of dose calculation methods.
  • the parameters can be entered on a dose calculation program associated with the image software. These parameters therefore include: the type of disease (determined on the basis of image processing), the therapeutic intention, the target mass (several optional choices), the absorbed dose, the management of adjuvant drugs, the chosen method of calculation of activity, date of calculation and treatment, treatment number or reference, reminder of previous data in case of iterative treatment, predicted uptake slowed down in case of treatment of compensated hyperthyroidism under LT3, and gives access to a optimal level of activity to command in the index case.
  • the program also gives an average irradiation interval corresponding to the chosen parameters and the known accuracy of the activity calculation method used (for example 85 to 125 Gy for a prescribed dose of 100 Gy with an average accuracy method of 25% ).
  • the decision-making parameters can be configured, such as the choice of concentrations with a method using a fixation and the mode of calculation of the dosimetric mass.
  • the program also provides variants of the methods using a modified uptake, either acquired early ( ⁇ 6 h) or acquired late (> 24 h), for the two clinical groups of hyperthyroidism.
  • This activity can be sent to dedicated nuclear medicine software (XPLORE, GERA, VENUS, etc.) for the control and traced management of radiopharmaceuticals.
  • XPLORE nuclear medicine software
  • GERA GERA
  • VENUS vascular endometrial
  • the activity actually administered, the average effective dose whole body and to the gonads and a note of follow-up or therapeutic correspondence is associated with the edition of the report provided by the program. The latter could also be used to carry out post-therapeutic dosimetry and to enable the results to be compared between teams since it offers a large part of the range of protocols used and published.

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Abstract

Il est décrit un procédé de traitement d'une image en scintigraphie comprenant: - l'obtention (201) d'une image en scintigraphie thyroïdienne représentative de la distribution et de la fixation à un temps T1 d'un isotope radioactif, administré à un patient à un temps T0; - l'obtention (202) d'une valeur représentative de la fixation globale au temps T1; - la détermination (203) d'une première surface (Sp) de l'image représentative d'une partie p de la fixation au temps T1; - la détermination (204) d'un rapport entre ladite première surface et une seconde surface (Si, S100), ladite seconde surface étant représentative de la fixation globale au temps T1; - la génération (205) d'un signal représentatif d'une image de la première surface. Il est décrit par ailleurs un dispositif de mise en œuvre du procédé et un produit programme d'ordinateur correspondant.

Description

PROCEDE ET DISPOSITIF DE TRAITEMENT D’IMAGES EN SCINTIGRAPHIE THYROÏDIENNE
Domaine technique de l’invention
La présente description concerne un procédé et un dispositif de traitement d’images en scintigraphie thyroïdienne, ainsi que la visualisation des données qui en découlent en vue d’aider un praticien à établir un diagnostic.
Arrière-plan technique
La scintigraphie conventionnelle à l’Iode 123 ou au Technétium 99m de la thyroïde est généralement représentée comme une simple image planaire qui en tant que telle a fait ses preuves en matière de diagnostic. Cependant, cette représentation simple est limitée car ne comportant pas de traitement informatif quantifié susceptible de modifier ou du moins permettre d’affiner l’approche clinique ou thérapeutique.
Résumé de l’invention
De nouvelles méthodes de quantification des informations fournies par une image en scintigraphie seule ou en combinaison avec d’autres sources sont proposées. Ces sources comprennent par exemple des mesures effectuées à différents moments (par exemple le taux de TSH au moment de l’administration d’un isotope ou connu de façon historique) ou encore peuvent provenir d’un examen échographique antérieur.
Un exemple de réalisation concerne un procédé de traitement d’une image en scintigraphie qui comprend l’obtention d’une image en scintigraphie thyroïdienne représentative de la distribution et de la fixation à un temps Tl d’un isotope radioactif, administré à un patient à un temps T0; l’obtention d’une valeur représentative de la fixation globale au temps Tl ; la détermination d’une première surface de l’image représentative d’une partie p de la fixation au temps Tl ; la détermination d’un rapport entre ladite première surface et une seconde surface, ladite seconde surface étant représentative de la fixation globale au temps Tl ; et la génération d’un signal représentatif d’une image représentative de la première surface.
La seconde surface est représentative de la distribution de la fixation au temps Tl. La première surface est une partie de la seconde surface et dans la suite, la première surface pourra être référencée ‘Sp’, à savoir la sous-surface de rang p.
Selon un exemple de réalisation, la détermination de la première surface, la détermination du rapport et la génération de l’image représentative de la première surface sont réalisées pour une pluralité de valeurs de p.
Selon un exemple de réalisation, l’affichage conjoint d’au moins un parmi : les images représentatives de la première surface pour la pluralité de valeurs de p, et les rapports pour la pluralité de valeurs de p.
Selon un exemple de réalisation, la pluralité de valeurs de p est obtenue par : incrémentation itérative d’une valeur de départ par un pas fixe, ou un choix de valeurs comprenant au moins 10%, 50%, 90%, ou un choix effectué par l’intermédiaire d’une interface utilisateur - ce choix peut donc être personnalisé.
Selon un exemple de réalisation, la détermination de la première surface est réalisée par détermination du nombre de pixels de l’image en scintigraphie représentatifs d’une valeur de fixation au-dessus d’un seuil, ledit seuil étant choisi en fonction de p. Selon un exemple de réalisation, on prévoit, préalablement à la détermination des surfaces, une normalisation de la fixation au niveau d’au moins une partie des pixels de l’image par rapport à une profondeur de la thyroïde au niveau de ces pixels de façon à obtenir des valeurs moyennes des concentrations.
Selon un exemple de réalisation, on détermine une valeur représentative d’un volume fonctionnel sécrétoire de la thyroïde ou d’au moins un lobe de la thyroïde, la valeur représentative du volume fonctionnel sécrétoire étant fonction d’une valeur représentative du volume anatomique de la thyroïde ou d’au moins un lobe de la thyroïde et dudit rapport déterminé pour une valeur donnée de p.
Selon un exemple de réalisation, le procédé comprend en outre l’obtention d’un taux de TSH au temps T0,; l’affichage d’au moins une parmi : une valeur de fixation attendue de l’iode fonction du taux de TSH au temps T0, et une valeur de fixation maximale de l’iode fonction du taux de TSH au temps T0, dans le cas où le taux de TSH est compris entre 0.1 et 0.60 mU/L.
Selon un exemple de réalisation, la valeur de la fixation attendue est de K x TSH + b, où K est un coefficient dépendant de la localisation géographique du patient. Le coefficient K est obtenu sur base de mesures réelles et la valeur de la fixation attendue obtenue par la relation ci-dessus est donc une valeur moyenne.
Selon un exemple de réalisation, la fixation maximale attendue est telle que fixation maximale < Kmax x TSH + b.
Selon exemple de réalisation, b est égal à 1 pour un volume normal de la thyroïde ou 2 pour un goitre.
Selon un exemple de réalisation, Kmax est sensiblement égal à 20, pour une mesure à Paris.
Selon un exemple de réalisation, le procédé comprend en outre la génération d’un signal d’affichage de p et dudit rapport entre la première et la seconde surface.
Selon un exemple de réalisation, ladite image en scintigraphie thyroïdienne est une image d’une thyroïde entière ou l’image d’un seul lobe de thyroïde.
Un exemple de réalisation concerne aussi un produit programme d’ordinateur comprenant des instructions qui, quand elles sont exécutées par un dispositif de traitement d’image, causent la mise en œuvre de la méthode selon l’un des exemples de réalisation.
Un exemple de réalisation un dispositif de traitement d’images comprenant un processeur et une mémoire comportant des instructions qui, lorsqu’elles sont exécutées par ledit processeur, conduisent à la mise en œuvre de la méthode selon l’un des exemples de réalisation.
Brève description des figures
D'autres caractéristiques et avantages apparaîtront au cours de la lecture de la description détaillée qui va suivre pour la compréhension de laquelle on se reportera aux dessins annexés dans lesquels : la figure 1 est une image en scintigraphie planaire d’une thyroïde; la figure 2 est un logigramme selon un premier exemple de réalisation; la figure 3 représente un tracé des contours de la thyroïde de fimage de la figure 1 réalisé par un algorithme de détection automatique ; la figure 4 représente un tracé des contours de la thyroïde de fimage de la figure 1 réalisé manuellement; la figure 5 est une image paramétrique obtenue à partir d’une image en scintigraphie selon une variante d’un premier exemple de réalisation ; la figure 6 est un exemple d’affichage d’images, notamment paramétriques, et de données complémentaires selon une variante du premier exemple de réalisation ; la figure 7 est un logigramme selon un second exemple de réalisation ; la figure 8 est un premier exemple de présentation des données d’imagerie et des paramètres quantifiés déterminés à l’aide des divers exemples de réalisation ; la figure 9 est un second exemple de présentation des données d’imagerie et des paramètres quantifiés déterminés à l’aide des divers exemples de réalisation ; la figure 10 est un logigramme illustrant un troisième exemple de réalisation; la figure 11 est un logigramme illustrant un quatrième exemple de réalisation; la figure 12 représente une image native, cinq images paramétriques d’une thyroïde ou de ses lobes selon un exemple de réalisation ; la figure 13 est un diagramme bloc d’un dispositif apte à mettre en œuvre d’un ou plusieurs des exemples de réalisation ; la figure 14 représente huit fantômes ‘Ph’ dans sa partie supérieure et des images en scintigraphie d’une thyroïde dans sa partie inférieure ; la figure 15 représente une image brute en scintigraphie d’une thyroïde ainsi que des images corrigées en profondeur avec affichage en concentration ( %/g); les figures 16a et 16b représentent des exemples de réalisation pour une thyroïde multi -nodulaire, où la figure 16a représente une image brute de la thyroïde et la valeur de la fixation à Tl, ainsi que des images paramétriques pour neuf valeurs de pourcentage p de la fixation globale, et où la figure 16b représente une image brute sur une échelle de couleur en valeurs de pixels ainsi que des images des concentrations corrigées en profondeur, en %/g , pour chacun des lobes et la thyroïde entière. Description détaillée de l'invention
Dans la description qui va suivre, des éléments identiques, similaires ou analogues seront désignés par les mêmes chiffres de référence.
La scintigraphie présuppose G administration au patient d’un radio-isotope émettant un rayonnement qui pourra être détecté par une caméra appropriée. Cet isotope est souvent l’Iode 123, ou le 99mTc sous forme de pertechnetate (99mTc04) ou le 99mTc-MIBI.
Quatre exemples de réalisation non limitatifs vont être décrits dans ce qui suit :
- Un premier exemple de réalisation non limitatif concerne notamment le traitement de l’image en scintigraphie dans le but d’obtenir la quantification de la surface relative englobant un pourcentage donné p de l’activité de l’isotope, et ce de préférence pour une pluralité de valeurs de p. Cette quantification sera aussi appelée index de ciblage spatial par activité dans ce qui suit.
- Un second exemple de réalisation non limitatif comprend la détermination d’une masse sécrétoire fonctionnelle (ou encore d’un volume sécrétoire fonctionnel) respectivement pour une ou plusieurs valeurs de p. Cet exemple prend en compte une troisième dimension par rapport aux deux dimensions de l’image en scintigraphie. Cette donnée nécessite en effet la connaissance du volume anatomique, qui peut être obtenu par différentes approches.
- Un troisième exemple de réalisation non limitatif comprend notamment la prise en compte du taux de TSH dans l’évaluation de la fixation précoce, corrigée du taux de la TSH, de l’iode 123, ainsi que la prédiction de la fixation freinée (valeur attendue pour une TSH effondrée) et de la valeur maximale attendue (pour la valeur mesurée de la TSH au moment de l’injection).
- Un quatrième exemple de réalisation non limitatif comprend un traitement de l’image en scintigraphie dans le but de produire une image paramétrique en fonction des valeurs moyennes absolues de concentration (par exemple en iode fixé par gramme de tissu) en lieu et place des valeurs des pixels de l’image , et d’ensuite déterminer un index de ciblage spatial par concentration. Cet index de ciblage spatial par concentration est égal à la surface relative de l’image englobant un taux de concentration c. De préférence, cet index est calculé pour plusieurs valeurs de c. Comme pour le second exemple de réalisation, ce quatrième exemple prend également en compte une information volumique. Au niveau d’un pixel localisé en Xij, de valeur Pij et connaissant l’information volumique soit l’épaisseur Eij, alors la concentration moyenne à l’emplacement Xij vaut : Cij = Pij / Eij.
L’objet de ces exemples de réalisation est de proposer des paramètres de quantification de l’image en scintigraphie, dans le but d’aider le praticien à affiner son diagnostic. Ces quantifications peuvent, le cas échéant, intégrer des données supplémentaires provenant d’examens ou de mesures préalables (par échographie pour des informations volumiques, mesures par sonde d’une activité absolue du radio-isotope fixé, analyse sanguine pour la détermination du taux de TSH à un temps donné...).
Les exemples de réalisation ne sont pas forcément exclusifs mais se complètent mutuellement. Par exemple, certaines informations déterminées dans le premier exemple de réalisation sont, ou peuvent être, utilisées dans certains autres exemples. Les exemples de réalisation peuvent être mis en œuvre par un dispositif tel un ordinateur et un logiciel adéquats. Ce dispositif, qui sera décrit dans de plus amples détails en liaison avec la figure 13, peut proposer une interface homme machine adaptée pour la saisie de certaines données ou le choix de certaines options.
Premier exemple de réalisation
La figure 2 est un logigramme d’un premier exemple de réalisation.
Dans un premier temps (étape 201), l’image en scintigraphie est obtenue. Dans l’exemple de la figure 1, l’image en scintigraphie d’une glande thyroïde est dans un format de 256*256 pixels codés sur 8 bits et a été obtenue par l’intermédiaire d’une caméra gamma à collimateur ‘pinhole’. Dans la figure 1, le noir représente la valeur 0 et le blanc la valeur maximale. La quantité (‘activité’) de radio-isotope initialement administrée (en MBq) à T0 est retenue (ou fixée) par la glande et mesurée au Temps Tl. Pour l’Iode 1231, le moment d’acquisition Tl est typiquement situé entre 60 minutes et 240 minutes pour une fixation dite ‘précoce’, et jusqu’à 30 heures dans certains autres cas. Dans le cas de la figure 1, Tl est pris égal à 120 minutes. La durée d’acquisition de l’image est typiquement de 600 à 900 secondes, ou peut être limitée à un nombre de coups détectés (par exemple entre 70k et 100k coups détectés pour l’ensemble de l’image). Dans le cas de la figure 1, le nombre de coups a été limité à 70k. Il est à noter que la technique de ciblage spatial décrite plus loin vaut quel que soit le moment de l’acquisition et l’isotope utilisé
Par ailleurs, il est bien clair pour la personne de l’art que l’image traitée peut être une image obtenue par le passé et chargée à partir d’un moyen de stockage tel un serveur. L’image acquise est représentative de l’activité fixée dans la zone couverte par la caméra, ainsi que de sa distribution dans cette zone.
Cette image est par exemple dans le format DICOM (acronyme signifiant Imagerie Médicale et Communications en Médecine). Il est bien entendu que d’autres formats de codage de l’image peuvent être utilisés.
La valeur de chaque pixel de l’image correspond au nombre de coups comptés par la caméra dans la zone couverte par le pixel et est donc représentative de la fixation du radio-isotope à cet endroit au temps Tl. Si l’on considère l’ensemble des pixels, on obtient l’image de la distribution de l’isotope dans la glande. Les coups des pixels sont affichés, éventuellement en faisant appel à une fonction de table à indexage (‘LUT’), et créent le contraste de l’image. Toutefois, le contraste image ne donne qu’une information interne et relative à l’image. Une zone réputée «froide» à l’œil (zone inférieure de la gamme de la table de correspondance) peut être plus active qu’une zone «chaude» d’une autre image (zone supérieure de la gamme de la table de correspondance). L’image scintigraphique ne donne pas d’information absolue de quantification mais seulement une image relative des fixations. Cette problématique est illustrée par la figure 14. La partie supérieure de cette figure représente huit fantômes (Ph 1 à 8, sous la forme de seringues remplies d’eau RA) mimant deux lobes thyroïdiens. Tous les fantômes contiennent la même activité. En particulier, les Phl=Ph3=Ph5, sont en fait la même seringue, comme les Ph6 et Ph8 (même seringue)Le contraste des fantômes Ph 1 à 3 augmente avec la concentration décroissante de Ph2, Ph4 et Ph6 qui sont la même seringue (donc la même activité) avec deux dilutions, correspondant à une augmentation du volume RA. On voit clairement que G affichage du signal sur Phi décroît pour Ph3 et décroît à nouveau pour Ph5 alors qu’il s’agit du même objet.
Le Ph7 est le Ph5 (même seringue) auquel on a ajouté un peu d’activité supplémentaire pour mimer un nodule chaud. Le fantôme Ph8 semble pratiquement éteint à l’affichage alors qu’il s’agit de la seringue Ph6 (Ph6 = Ph8).
En d’autres termes, le contraste ne reflète pas l’activité fixée mais seulement les concentrations surfaciques relatives; c’est pourquoi il est proposé de quantifier les images.
La partie inférieure de la figure 14 représente une thyroïde humaine. Les fixations lobaires en A et B sont totalement différentes (13.5 % contre 3.7 %) alors que les niveaux de noir sont comparables pour une table de correspondance en niveaux de gris. De même le nodule « froid » en A fixe 2.8 %, soit une valeur supérieure au nodule iso chaud en B (1.9 %). Par conséquent, on ne peut se fier au contraste local pour inférer la fixation ou la nature d’un nodule.
Optionnellement, une image de calibration spatiale (facteur d’agrandissement) peut également être réalisée. Cette image est par exemple une image prise après placement de repères à une distance connue au crayon cobalt et pourra être utilisée pour déterminer les dimensions dans l’image, par exemple en mm/pixel. L’image de calibration est par exemple utile en cas d’absence d’une image d’échographie et des métadonnées associées, qui donne un autre moyen de déterminer des grandeurs dans l’image en scintigraphie.
Optionnellement, on réalise une première réduction de bruit de l’image en filtrant cette dernière pour mettre à zéro tout pixel qui n’est entouré que par d’autres pixels déjà à zéro.
Dans un second temps, à l’étape 202, on détermine ce qui sera appelé par la suite l’activité (ou fixation) globale au temps Tl. Cette activité globale correspond à la quantité d’iode 1231 fixée par la thyroïde au temps Tl et est égale à un pourcentage de l’activité initialement administrée. L’activité globale peut être obtenue par exemple de deux façons :
- par mesure directe en utilisant une sonde dédiée
- à partir de l’image en scintigraphie
Dans le second cas, on détermine l’activité globale en désignant dans l’image en scintigraphie la surface comprenant cette activité globale (la région saillante ou ‘ROI’ pour ‘Région of Interest’ en anglais), soit en en dessinant les contours, soit en appliquant une méthode connue de détermination des contours (par exemple une méthode basée sur la détection des extremums de la dérivée première, en général les maximums locaux de l'intensité du gradient ou encore une méthode basée sur la recherche des annulations de la dérivée seconde, par exemple les annulations du laplacien ou d'une expression différentielle non linéaire).
Selon une variante de l’exemple de réalisation, on réalise au préalable une seconde réduction de bruit consistant par exemple à estimer le bruit dans l’image dans une zone - par exemple rectangulaire - située en dehors de la thyroïde elle-même, habituellement en zone sous-thyroïdienne centrale. On somme les valeurs de pixels sur cette zone, et on divise la valeur ainsi obtenue par le nombre de pixels dans cette zone, pour obtenir une valeur de bruit moyen par pixel. Cette valeur sera ensuite retirée de la valeur de chaque pixel de l’image. Cette réduction de bruit améliore notamment la détection automatique des contours.
La figure 3 représente l’image en scintigraphie de la figure 1 avec une détection automatique des contours, tandis que la figure 4 montre l’image en scintigraphie de la figure 1 avec un tracé manuel des contours à l’aide de segments de droite. On notera que dans le cas de zones peu contrastées comme la partie supérieure gauche de l’image, la détection automatique oublie une zone qui est incluse par le traçage manuel. Selon la qualité de l’image et les besoins, on choisira l’une ou l’autre des méthodes, ou encore on permettra à un utilisateur de corriger manuellement une détection automatique.
Une fois les contours déterminés, on somme les coups à l’intérieur de ce contour, ce qui permet, connaissant la sensibilité de la caméra en coups par MBq.s (CPS/MBq.s) et la durée d’acquisition, de déterminer l’activité globale fixée au temps Tl en MBq. La sensibilité de la caméra ou de la sonde est déterminée selon les recommandations internationales régulièrement publiées - voir dans ce contexte la référence [5]
Par exemple, dans le cas de l’iode 123 et déduction faire du bruit de fond, si 62000 coups spécifiques ont été détectés dans la zone intérieure au contour pour une durée d’acquisition de 900s, on obtient une moyenne des coups par seconde de 68,89. Si la sensibilité (Se) de la caméra est de 50 CPS/MBq.s, pour les conditions standard de comptage (fantôme et géométrie), alors l’activité fixée est de 68,89/Se=1.38 MBq. Si l’on a injecté 10 MBq, la fixation effective est de (1.38/10) x 100=13,8%. La fixation est toujours donnée avec le temps (t) auquel est faite la mesure. On donne également, pour sa valeur diagnostique, la fixation biologique qui intègre la décroissance physique de l’isotope entre l’administration et le moment du comptage. Dans ce cas, la fixation biologique à t vaut :
Fixation biologique = fixation effective à t / exp (- 1 / T), où T est la période physique de l’isotope (13.6 h pour 1231).
Dans l’exemple présent, pour une mesure à 120 minutes (2h), on a exp(- 120 / 816) = 0,863, d’où une fixation biologique égale à 13,8 / 0,863, soit 15.99 %.
I est à noter que la correction de décroissance physique est surtout appliquée pour les images en 1231, l’image étant acquise vers 20 minutes en 99mTc04 de période physique : 6 heures, soit une décroissance physique négligeable.
Si l’activité totale au temps Tl a été obtenue par sonde ou en utilisant un logiciel fourni par le constructeur de la caméra, cette dernière étant correctement collimatée, l’information peut être fournie automatiquement au dispositif par l’intermédiaire d’une interface de communication appropriée.
Selon une étape 203, on réalise une segmentation de l’image en scintigraphie par pourcentage d’activité p par rapport à l’activité globale au temps Tl.
Ceci comprend par exemple la détermination dans l’image de l’ensemble des pixels ayant une valeur égale à ou au-dessus d’une valeur seuil et dont la somme représente sensiblement le pourcentage p désiré comme expliqué ci-dessous.
Dans ce qui suit, les surfaces sont comptées en nombre de pixels, tandis que Si (‘i’ pour ‘initial’ désigne la surface (donc le nombre de pixels) correspondant à tous les pixels de valeur supérieure ou égale à 1. A une surface correspond un nombre de coups, qui est la somme des valeurs des pixels de cette surface. Le nombre de coups permet de déterminer le pourcentage de l’activité globale au temps Tl, simplement en faisant le rapport entre le nombre de coups correspondant à cette surface et le nombre de coups correspondant à la surface Si.
Selon une variante de l’exemple de réalisation, la segmentation est réalisée comme suit :
L’image en scintigraphie est érodée de manière itérative par édition d’un histogramme (ou encore d’une distribution) par valeurs croissantes avec mémoire des positions des pixels. L’érosion commence par la valeur 1, la valeur étant incrémentée à chaque itération. A la valeur 1 on dispose des positions de tous les pixels, correspondant à 100% d’activité.
Les étapes sont les suivantes : i. Initialisation d’un compteur X à 1 ; ii. Suppression de Thistogramme des pixels pour une valeur X ; iii. Filtrage des pixels isolés (ayant uniquement des voisins à valeur zéro) ; iv. Détermination du nombre de pixels restants pour déterminer la surface S associée à cette itération ; v. Sommation des valeurs des pixels restants pour déterminer le nombre de coups résiduels associé à cette itération (activité restante à G itération X) ; vi. Détermination du pourcentage p de l’activité restante couverte par les pixels restants en divisant le nombre de coups résiduels par le nombre de coups associé avec Si ; vii. Obtention, pour des valeurs déterminées de p, d’une donnée appelée dans ce suit ‘index de ciblage spatial d’activité’ et qui donne pour une valeur de p donné, le rapport entre la surface Sp associée à la valeur donnée de p et la surface Si (voir aussi étape 204 de la figure 2) ; viii. Itération sur l’étape (i) en incrém entant X.
Au fur et à mesure que Ton incrémente X, on supprime donc les pixels de valeur plus faible ou égale, et il ne restera que les pixels ayant des valeurs plus fortes.
Par exemple, un index de ciblage spatial d’activité noté IC50 (i.e. correspondant à p=50%) est égal au rapport entre (a) la surface Sp contenant 50% de l’activité à Tl et (b) Si.
Selon une variante de l’exemple de réalisation, les valeurs de p sont choisies pour comprendre (a) au moins 50% (b) au moins 10%, 50%, 90% ou (c) par incréments. Concernant ce dernier cas, on peut par exemple prévoir des pas d’incrémentation de p de 5% ou 10%.
Selon une variante de l’exemple de réalisation, l’index de ciblage spatial est obtenu pour l’image entière de la thyroïde.
Selon une variante de l’exemple de réalisation, l’index de ciblage spatial est obtenu pour une partie de la thyroïde seulement, par exemple un seul lobe. Dans ce dernier cas, on ne considère que les pixels d’une surface correspondant à cette partie, par exemple la surface du lobe gauche ou droit, pour le calcul de l’activité initiale à Tl ou encore Si, et pour le calcul du pourcentage d’activité ou encore Sp. La surface initiale Si aura été délimitée d’une façon quelconque, par exemple manuellement en sectionnant en deux parties les contours précédemment obtenus à l’aide d’un simple segment de droite inséré au niveau de l’isthme entre les deux lobes. Sp sera par définition un sous-ensemble de ce Si.
L’index de ciblage spatial d’activité donne une indication sur la répartition de la sécrétion. Il contribue à répondre à la question de savoir où se situent les zones les plus actives / plus fonctionnelles de l’image et si on peut les quantifier. Il indique un déséquilibre de la sécrétion de la thyroïde, sous l’hypothèse que l’activité de la thyroïde soit homogène. Il permet de mieux déterminer l’origine de la sécrétion et ainsi de mieux déterminer le sous-type de maladie fonctionnelle de la thyroïde. Par exemple, pour la maladie de Basedow, tous les follicules sont stimulés par les anticorps anti -récepteurs de la TSH (ou ‘TSI’), conduisant à une sur-stimulation de la thyroïde que l’on peut détecter avec un index de ciblage spatial élevé, pouvant dépasser 50 %. Il est à noter que dès que la distribution n’est plus homogène, l’index chute assez vite ; c’est le cas typique d’une forme mixte Basedow Hashimoto ou d’une hypersécrétion autonome. Il est à noter que selon les étapes i à viii évoquées ci-dessus, les valeurs effectives de p ne seront pas forcément identiques à des valeurs spécifiques choisies, car dépendant du rapport de la somme des valeurs de pixels restants par rapport à la somme des valeurs de pixels pour Si - on choisira parmi les valeurs de p calculées celles étant les plus proches des valeurs souhaitées.
Selon une variante de l’exemple de réalisation, on obtient pour les valeurs de p souhaitées, des images paramétriques correspondantes de la distribution, érodée des valeurs X et inférieures, à partir des positions des pixels restants. Une telle image paramétrique peut bien entendu aussi être obtenue pour la surface initiale Si.
Selon une variante de l’exemple de réalisation, l’image paramétrique pour une valeur de p est obtenue en effectuant un traitement pour augmenter la visibilité des pixels restants non nuis ; le plus simple est un affichage « bitmap » ou binaire ou 0 et 1 (comme par exemple sur la figure 5) . L’ensemble des pixels correspondant à ce pourcentage p dans une image est par exemple affiché avec une luminosité égale indépendante de la valeur des pixels, par exemple maximale, le but étant de permettre à un praticien de pouvoir distinguer clairement les surfaces correspondant à ce pourcentage d’activité pour pouvoir aisément les localiser dans la thyroïde. La figure 5 donne un exemple d’une telle image.
Selon une variante de l’exemple de réalisation, on affiche seulement la courbe représentant le contour de la ROI segmentée pour l’index de ciblage de rang p.
A une étape 205, une fois une (ou des) image(s) et données obtenues, on peut procéder à leur affichage. A noter que selon une variante de réalisation, l’affichage de la ou des images est optionnel - on peut très bien se contenter uniquement de déterminer le ou les index de ciblage spatial.
Selon une variante de l’exemple de réalisation illustrée par la figure 6, de façon plus dynamique, il s’agira de pouvoir suivre facilement l’évolution des surfaces à travers une série d’images correspondant à plusieurs valeurs de p pour distinguer vers quelles zones l’activité converge. Selon une variante de l’exemple de réalisation, la suite d’images ainsi générée est affichée au moins partiellement de manière conjointe sur un même écran ou dans une même fenêtre (comme illustré par la figure 6), ou encore sous forme d’animation en affichant de façon successive les images au même endroit pour mettre en valeur la dynamique de l’évolution des surfaces Sp.
Selon une variante, on affiche sur la même image la famille des contours correspondants aux ROIs des contours des surfaces Sp (soit p images d’isocontours concentriques pour les valeurs de p choisies). La famille de ROIs des contours des surfaces Sp peut être sauvée et réutilisée chez le même patient, en cas de scintigraphies réalisées à distance, après administration de modulateur pharmacologique (antithyroïdiens de synthèse, LT3 etc..), afin de mesurer la variation du ciblage induite par la prescription du modulateur.
La figure 6 illustre des images pour des pas de p de 5%. L’image en haut à gauche est l’image en scintigraphie d’origine. L’image située juste à sa droite est l’image de Si, affichée sous sa forme paramétrique. La légende des deux images indique la surface, savoir le nombre de pixels non nuis : 21474 pour l’image d’origine, 20066 pour l’image correspondant aux pixels dans Si. La différence est due aux pixels exclus de la zone d’intérêt.
L’image de Si peut optionnellement subir un filtrage, par exemple par élimination de pixels isolés, avant la mise en œuvre des étapes (i) à (viii). Dans la figure 6, cette version filtrée de Si est appelée S100. Sa fixation est calculée à 11.92 % à Tl.
Pour chacune des autres images et donc chaque valeur de p envisagée, la légende indique la fixation absolue mesurée avant filtrage à Tl multipliée par p. Par exemple, l’image portant la légende ‘fixation 11.38 fixation prédite 8.02’ correspond à 100% de l’activité initiale mesurée au temps Tl multipliée par 0,95 (surface contenant environ 95 % de l’activité), soit 0.95 x 12 = 11.4 (les micro-écarts, ici 0.02, correspondent à la précision retenue sur le p pour les calculs). La dernière image en bas à gauche portant la légende ‘fixation 1.81 fixation prévue 2.29’ correspond à environ 15% de l’activité (12 * 0.15 = 1.8).
La notion de ‘fixation prédite » est facultative; elle indique ce que serait la fixation attendue de la ROI considérée en présence d’un taux nul de TSH, selon la relation de quantification (cf. infra).
Figure imgf000016_0001
Tableau 1 Le tableau 1 indique en plus des valeurs de l’activité absolue Fixp fonction de la surface Sp, les valeurs de l’index de ciblage spatial ICp associés pour l’exemple de la figure 6.
Selon une variante de l’exemple de réalisation, tout ou partie des index de ciblage spatial sont affichés en conjonction avec des images paramétriques correspondantes, par exemple en légende des images de la figure 6. Selon une autre variante de réalisation, les données représentatives d’une image paramétrique sont stockées sur un support de stockage adéquat tel un disque dur, pour un affichage ultérieur ou la transmission à d’autres dispositifs. Ceci vaut aussi pour le stockage sous forme de p ROIs des contours des surfaces Sp ainsi générées. On décrira maintenant le cas de tests modulés pharmacologiquement chez un même patient. La scintigraphie peut être réitérée chez un même patient, à plusieurs jours de distance, en utilisant une modulation pharmacologique de la TSH. On peut utiliser un anti thyroïdien de synthèse (carbimazole, propylthiouracyl, thiamazole etc..) qui va induire une ascension du taux de la TSH et donc une augmentation de la fixation globale par augmentation mesurable du ciblage spatial. On peut également utiliser de faibles doses injectables de TSH recombinante, dans les pays autorisant cette procédure. On peut fréquemment prescrire de l’hormone thyroïdienne, le plus souvent de la LT3 (« Cynomel » marque déposée) de sorte à réduire le taux de la TSH (ou test de Werner). Il en résulte une réduction du taux de la TSH et du ciblage spatial (chute de l’index). Ce test est le test de référence des hypersécrétions autonomes compensées et est déclaré positif s’il persiste une fixation > 2% (120 minutes) ou un contraste en présence d’une TSH effondrée, avec 1231. Le programme permet dans ce cas plus complexe de : a) déterminer l’index de ciblage spatial (famille des p ROIs) de l’image de base, b) déterminer l’index de ciblage spatial (famille des p ROIs) de l’image modulée pharmacologiquement et c) de recaler les deux images selon les procédures commerciales de routine et de réappliquer la famille de p ROIs de l’image de base sur l’image modulée, afin de mesurer la variation des fixations locales et du ciblage induit par le modulateur.
Second exemple de réalisation
Selon ce second exemple de réalisation, on détermine la masse sécrétoire fonctionnelle - ou un volume sécrétoire fonctionnel - respectivement pour une ou plusieurs valeurs p du pourcentage d’activité au temps Tl.
La figure 7 illustre les principales étapes.
Selon une étape 701, on détermine dans un premier temps le volume anatomique de la thyroïde. Cette détermination peut être réalisée par l’évaluation puis la sommation des volumes des lobes.
Selon le présent exemple de réalisation, la détermination du volume anatomique peut par exemple être réalisée de trois façons :
- (a) On dispose d’un compte-rendu d’échographie de la thyroïde. Dans ce cas, on dispose en règle générale des trois dimensions de chacun des lobes. Le volume lobaire est alors déterminé de façon connue par ailleurs en modélisant chaque lobe sous la forme d’un ellipsoïde aplati de facteur de forme connu. Le volume d’un lobe assimilé à un ellipsoïde est donné par *a*b*c/6, où a, b et c représentent la hauteur, longueur et la largeur de l’ellipsoïde.
(b) On dispose de coupes échographiques. Les dimensions des lobes peuvent alors être mesurées sur ces coupes. Une distance en mm en échographie correspond en effet à N pixels dans l’image en scintigraphie.
- (c) On ne dispose pas de données échographiques. Dans ce cas, il est possible d’obtenir l’information volumique en faisant appel à la calibration interne précédemment mentionnée, qui permet d’obtenir la dimension d’un pixel en mm. On peut alors obtenir la surface d’un ou des deux lobes. La formule d'Himanka globale (V = 0.33 SA1.5) ou lobaire (Vlob = 0.47 SA1.5), dite formule de Braun, connue par ailleurs, transforme la surface en volume en l'élevant à la puissance 1,5 et en multipliant le résultat par un coefficient ou facteur de forme. Ces informations peuvent être saisies au niveau du dispositif par l’intermédiaire de l’interface utilisateur précédemment mentionnée. A l’étape 702, la connaissance du volume et de l’index de ciblage spatial permettent, pour un pourcentage donné de l’activité, de déterminer un paramètre appelée ‘volume fonctionnel sécrétoire’ VFS(p) = Volume anatomique * IC(p). Le volume fonctionnel sécrétoire est bien plus intéressant que le simple volume anatomique du point de vue du diagnostic, du pronostic ou de l’élaboration d’un plan de traitement.
La masse en grammes de la thyroïde ou d’un lobe peut être obtenue de façon connue à partir du volume. La connaissance du volume d’un lobe permet de déterminer la concentration lobaire C, en pourcentage par gramme : C(%/g) = fixation lobaire (%) / volume lobaire (g). Le rapport des concentrations entre les lobes, soit R = C(lobe droit)/C(lobe gauche) est proche de 1.0 (entre 0.9 et 1.2) lorsque le tissu fixe de façon homogène.
Il est ensuite possible d’afficher ces valeurs, notamment en conjonction avec d’autres images et paramètres, comme illustré par les figures 8 et 9. Ces figures illustrent un écran que pourrait voir un utilisateur du dispositif de traitement. Elles comportent l’image en scintigraphie d’origine, des coupes échographiques disposées en correspondance avec cette image ainsi que plusieurs images paramétriques résultant de l’érosion par pas de pourcentage d’activité mentionné en relation avec le premier exemple de réalisation. Les figures indiquent par ailleurs les index de ciblage spatial à 50 et 75%, les volumes fonctionnels sécrétoires associés à ces deux pourcentages, le volume de chaque lobe ainsi que volume total, les concentrations dans chaque lobe et le rapport de ces concentrations. L’image en scintigraphie de la figure 8 correspond à une thyroïde atteinte de la maladie de Basedow, variant hyperplasique commun, tandis que l’image de la figure 9 correspond à une thyroïde atteinte d’un syndrome d’autonomisation multifocale (plusieurs nodules « autonomes » hypersécrétant). A noter que la donnée au libellé ‘TSF sur la figure 8 correspond à une quantification d’anti -récepteurs à la TSH (« Thyroid Stimulating Immunoglobulins » ou « TRAbs » pour « Thyroid Receptor Antibodies », en termes anglosaxons dans la littérature).
La concentration lobaire présente un intérêt car elle permet de quantifier la capacité de fixation absolue du tissu considéré. C’est aussi une mesure indirecte de l’hétérogénéité spatiale. En effet, la fixation précoce en tant que telle reflète le nombre absolu de follicules stimulables par la TSH. Etant donné que par exemple pour un goitre euthyroïdien, la fixation globale est normale mais le volume lobaire ne l’est pas, la valeur de la concentration lobaire semble plus faible que pour une glande saine (inférieure à 0.5%/g au lieu de 0.5-0.8%/g à Paris). Au contraire, dans le cas de glandes stimulées tels que pour la maladie de Basedow ou chez des patients montrant d’autres causes d’hyperplasie due à une élévation de la stimulation par TSH (nodule hyperplasique, maladie thyroïdienne auto-immune...), la concentration lobaire est augmentée (de 0.8 à plus de 2.0%/g).
Le rapport des concentrations lobaires est défini comme le rapport des concentrations des deux lobes. Ce rapport est utile pour distinguer la maladie de Basedow hyperplasique (forme commune) de la maladie de Basedow associée à la thyroïdite de Hashimoto (forme intriquée). Dans ce dernier cas, les capacités de fixation et de stockage sont amoindries. La conséquence est que les valeurs de concentration sont généralement plus faibles que dans le cas de la maladie de Basedow hyperplasique, mais de plus le rapport des concentrations devient asymétrique, par exemple le rapport est supérieur à 1.2 ou inférieur à 0.8. En dernier lieu, le rapport permet de mieux interpréter l’image en scintigraphie, dans laquelle une asymétrie constatée dans l’image peut n’être due qu’à une épaisseur plus importante du lobe (le rapport reste alors entre 0.8 et 1.2), car le contraste de l’image en scintigraphie ne représente pas la concentration. Le quatrième exemple de réalisation apporte une autre information concernant ce point.
Troisième exemple de réalisation
Un troisième exemple de réalisation concerne une correction de la fixation au temps Tl par l’intermédiaire de l’évaluation du taux de TSH et de son impact sur la sécrétion de la thyroïde. L’inventeur a établi la relation entre la fixation précoce de l’Iode 123 et le taux de TSH dans la fourchette de 0.1 à 0.6 mU/L. Il est ainsi possible d’estimer la part de la sécrétion autonome de la thyroïde, non dépendante de la TSH, par rapport à celle induite par la TSH, ce qui permet notamment d’aider au diagnostic des hypersécrétions modérées, sur l’image quantifiée de base
Les principales étapes sont illustrées par le logigramme de la figure 10.
Selon une première étape 1001, on obtient le taux de TSH. Il est possible d’obtenir ce taux par analyse sanguine, qui peut être pratiquée sur base d’un échantillon obtenu par exemple lors de l’injection de l’isotope. On détermine ensuite selon une étape 1002 la fixation précoce (p) attendue, relation linéaire de la TSH, et/ou la fixation maximale sur base des relations suivantes :
Fixation attendue (‘p123IUp’)= K x TSH + b
Fixation maximale < Kmax x TSH + b, où b= 2 (goitre) ou b=l (volume normal) à Paris
La connaissance de ces équations permet de prédire la fourchette freinée au cours d’un test de suppression par la LT3 . La relation est validée pour le domaine TSH< 0,60 mU/L, incluant les thyrotoxicoses et les hypersécrétions.
Le coefficient K dépend notamment du lieu de résidence du patient car dépendant de l’apport d’iode fourni par l’alimentation qui influe sur les valeurs de fixation. Il dépend de la méthode de mesure et doit être recalibré localement en fonction de la méthode de fixation utilisée. Ce coefficient vaut environ la médiane de la fixation (population normale) divisée par la médiane de la TSH. Par exemple, à Paris, la TSH médiane est de 1.2 mU/L et la fixation à 120 minutes est de 12%, de sorte que KParis vaut environ 12/1.2 = 10. La constante b est égal à 2 (goitre) ou à 1 (volume normal) et reflète le pool physiologique du tissu thyroïdien fonctionnant de façon autonome et qui compte pour environ 2% de la fixation à 120 minutes.
Pour déterminer la valeur maximale de K (Kmax), la relation de quantification a été étudiée dans la gamme basse de TSH (< 0.60 mU/L) sur une large population de patients naïfs, puis freinés par de la LT3 de sorte à amener la TSH au voisinage de 0, ce test ancien (test de Wemer) étant la référence pour certifier une fonction indépendante de la TSH (autonomie). La valeur de K est alors par définition : K = [Fixation base - Fixation freinée] / [TSH base - TSH freinée] La valeur de K décrit une distribution qui peut être maximisée sur toute la population. La valeur maximale calculée à Paris vaut alors environ Kmax = 20. La relation peut être utilisée sous forme inversée : dès lors que la fixation de base mesurée est supérieure à Kmax x TSH + [b], la fonction sera non-freinable (ce qui équivaut à une part de la fixation mesurée sur le test de base ne dépend pas de la TSH). La fixation attendue et/ou la fixation maximale sont affichées lors d’une étape 1003 pour permettre une comparaison avec la fixation mesurée. Si la fixation mesurée est supérieure à la fixation attendue, cela est une indication d’une sécrétion autonome de la thyroïde, indépendamment de la TSH. La fixation maximale permet de déterminer si une fixation mesurée est improbable par rapport au taux de TSH mesuré. Les valeurs attendues et maximales de la fixation sont présentées dans les exemples des figures 8 et 9. Un exemple non limitatif est le suivant :
Pour un volume de 25 ml (goitre) et une TSH : 0.36 mU/L, la fixation maximale possible à 120 minutes devrait être inférieure à 0.36 x 20 + 2 = 9.2 %.
Une mesure de 11.3 % est impossible en physiologie : il y a au moins 11.3 - 9.2 % = 2.1 % de fixation qui n’est pas due à la TSH. La relation est toujours vérifiée dans la maladie de Basedow qui est très secrétante mais est très utile dans les formes faiblement secrétantes de diagnostic difficile (domaine de l’autonomie de fonction) où le taux de TSH fluctue souvent dans les valeurs normales basses. A l’inverse, en cas de stimulation adaptée ou si la TSH est basse par réduction de sa production hypothalamo-hypophysaire, la fixation reste adaptée à la stimulation (TSH basse crée une fixation basse adaptée).
La genèse de la constante K et des relations de quantification sera maintenant décrite. La relation de quantification moyenne repose sur les principes suivants :
1. pour une TSH basse (< 0.60 mU/L), la stimulation de la fixation augmente avec le niveau moyen de la TSH (phénomène de recrutement vésiculaire)
2. la fixation globale est la somme de la fixation dépendante de la TSH et de la fixation indépendante de la TSH, soit
(Eq.a) FIXG= FIX TSH + FIX non TSH
3. Quand la TSH est nulle, la fixation tend vers 0 ; en pratique elle est < 1 % (volume normal) à 2 % (petit goitre) 4. On définit le caractère non freinable en quantification quand en présence d’une TSH effondrée (< 0.1), la fixation est > 2%.
En imagerie qui est plus sensible on retiendra le caractère non freinable si le contraste image persiste en présence d’une TSH effondrée.
Les conditions permettent de modéliser la fixation précoce en fonction de la TSH comme:
(Eq.b) FIX TSH = K x TSH + b. où b détermine la fixation physiologique non freinable
La constante est connue sur une population de 481 patients ayant bénéficié d’une scintigraphie de base quantifiée à l’iode 123, d’une mesure de TSH à l’injection, d’une scintigraphie freinée par la LT3 et d’une seconde mesure de fixation et de TSH au moment du freinage. Dès lors, s’agissant du même patient, on a : k = (FIXG - FIX non TSH ) - b / (TSHO - TSH freinée) Les valeurs sont connues pour les plages de TSH et les sous types secrétoires. La moyenne élaguée de K vaut 8.9 sur cette population, soit une formule pratique de routine en médecine, incluant tous les cas, communiquée à
Fix (précoce de IODE 123) ~ 10 x TSH (mU/L) + b
La prédiction du caractère freinable à partir d’un test de base va maintenant être décrite. La relation a ensuite été maximisée sur la population de patients ayant une pathologie autonome formellement identifiée. On a étudié les valeurs supposées de la Fixation freinée pour estimer le terme : (FIX non TSH). En première approximation (on néglige le b) , FIX non TSH = FIXO - (KMAX x TSHO) doit être supérieure à 2%. On donne les sensibilités pour deux valeurs de Kmax et les populations d’autonomie à dominante focale ou disséminée.
Figure imgf000024_0001
Tableau A
Le test devant être sensible et spécifique, la valeur de Kmax a été retenue à 20 pour garder une bonne spécificité (voir plus loin). On peut bien sûr choisir la valeur de Kmax en fonction de l’objectif clinique recherché (Se / Sp). La valeur Se est un peu inférieure dans les formes focales, mais le diagnostic par l’image est en général plus simple de sorte que l’image freinée redresse le diagnostic dans les formes faiblement sécrétantes. Les valeurs sont connues pour toutes les plages de TSH et tous les variants de sécrétions non TSH (non publié).
La spécificité de la relation dans le cas général va maintenant être décrite. Les grandes pathologies thyroïdiennes peuvent se décliner comme suit avec leurs caractéristiques principales. Nous reprenons la terminologie classique de la scintigraphie historique dans cette partie.
Figure imgf000024_0002
Tableau B
* : les goitres hétérogènes incluent les variants disséminés des hypersécrétions autonomes expliquant le caractère freinable variable § : les nodules chauds sont soit autonomes (non freinables) soit hyperplasiques (freinables)
£ : les MH ont une phase hyperplasique initiale à fixation préservée Le caractère freinable ou non a été étudié en se calant sur la relation de quantification maximisée sur une population de 4749 patients ayant une exploration complète. Le tableau C donne les résultats.
Figure imgf000025_0001
Tableau C * le diagnostic d’autonomie est donc suggéré par les variants non freinables, sur l’image de base (environ 50 %), et permet d’isoler les variants secrétoires disséminés ce qui est impossible sans quantification
§ les nodules chauds peuvent être hyperplasiques (freinable) ou faiblement secrétant (autonome non freinable). L’image et le contexte font en général la différence.
La relation de quantification maximisée permet donc d’identifier sur une large population de patients le caractère attendu freinable ou non freinable sur l’image quantifiée de base Quatrième exemple de réalisation
Selon un quatrième exemple de réalisation, on détermine une ou plusieurs images paramétriques des concentrations absolues, atténuées de la profondeur. En effet, l’image en scintigraphie, de deux dimensions, ne rend que peu compte de la troisième dimension. Des zones peuvent présenter des valeurs importantes - ou faibles - de fixation non à cause d’un dysfonctionnement mais du simple fait de leur épaisseur. Prendre en compte ce facteur permet d’affiner le diagnostic.
La figure 11 montre les étapes selon ce quatrième exemple de réalisation. Selon une première étape 1101, on détermine la profondeur au niveau d’un pixel, à savoir l’épaisseur de la thyroïde sur l’axe perpendiculaire à l’image en scintigraphie passant par ce pixel. On dispose des dimensions des lobes, par exemple déterminées selon l’une des façons décrites dans le cadre du second exemple de réalisation. Les lobes étant modélisés dans le présent exemple sous la forme d’un ellipsoïde aplati dont l’image en scintigraphie est la projection sur un plan, on peut générer une ellipse selon les dimensions de longueur et de largeur, l’orienter et la placer soit manuellement, soit par un procédé automatique pour entourer au mieux le lobe concerné dans l’image en scintigraphie.
L’épaisseur peut être obtenue de différentes façons, le plus souvent à partir de l’échographie ou à partir d’équations connues de planimétrie lobaire. Avec cette seconde approche on a, d’après la formule de Braun déjà évoquée plus haut :
1. Volume (d’un lobe) = 0.47 * SA1.5 où S = pi * longueur * largeur / 4
2. Volume d’une ellipse lobaire = [pi * longueur * largeur * épaisseur / 6] * facteur aplatissement
Le facteur d’aplatissement peut être pris égal à 0.915 selon les recommandations de l’OMS.)
Ceci permet de construire un modèle volumique - ou fantôme numérique - des lobes qui va correspondre à l'image scintigraphique 2D et permettre l'estimation des épaisseurs pixel à pixel.
L’épaisseur - ou profondeur - peut aussi être obtenue à partir de la dimension échographique couplée (qui donne toujours (longueur, largeur et épaisseur)), l’échographie étant un prérequis de prescription de la scintigraphie. Selon une seconde étape 1102, on procède au calcul de la concentration au niveau de chaque pixel. La concentration moyenne est obtenue en divisant la fixation au niveau de ce pixel par l’épaisseur déterminée à l’endroit d’un pixel. Par le nombre de coups au niveau d’un pixel, on dispose de la fixation absolue au niveau de ce pixel, puisqu’on connaît la fixation ou activité associée à chaque coup, en pourcentage de la fixation globale.
A l’étape 1003, on affiche une image correspondante, par exemple en niveaux de gris avec affichage en positif ou en négatif ou avec une table de correspondance (‘look-up table’ ou ‘LUT’) en langue anglaise) couleur. Un traitement supplémentaire peut être effectué avant affichage d’une image représentative des valeurs de concentration moyennes. Ce traitement peut comprendre, de manière non exhaustive, une ou plusieurs des étapes suivantes :
- Une expansion, par exemple linéaire, de l’échelle des valeurs sur l’ensemble de la plage de codage. Ceci peut être réalisé simplement en multipliant chaque valeur de pixel par un coefficient égal au rapport entre 2a/VMax où a représente le nombre de bits sur lesquels les pixels sont codés (par exemple 8) et VMax représente la plus grande valeur constatée. Combiné à un choix judicieux des niveaux de luminance et/ou des couleurs, une répartition sur l’ensemble de la plage et permet une meilleure différenciation au niveau visuel. Le choix de VMax peut être effectué à partir des pixels d’une pluralité d’images pour obtenir la même échelle pour chacune des images ou de manière individuelle pour chaque image.
- L’association de couleurs à l'échelle, par exemple sur l’ensemble du spectre visible représentable.
Par exemple, on obtient des images paramétriques comme celles de la figure 12. L’image native en niveaux de gris est figurée en haut à gauche. Le cadre « scintigraphie corrigée de la profondeur » contient l’image native 1201 sur une échelle colorée. L’échelle de l’image est, à titre d’exemple, une échelle sur 8 bits, soit 256 valeurs, affichées selon une couleur qui va du noir, puis bleu pour les valeurs faibles au rouge pour les valeurs élevées (1201). L’image 1202 possède une échelle en %/ml ou %/g d’iode 1231. Une gamme typique de concentrations variant entre 0 et 2.5%/g en Iode 1231, on peut par exemple y associer une gamme colorimétrique fixe où la valeur zéro est représentée par le noir et la valeur 3.0%/g est représentée par le rouge-jaune.
Les images 1203 et 1204 sont des images respectives du lobe droit et du lobe gauche, sous un format identique à celui de l’image 1202. L’affichage en 1202 correspond à l’image native en 1201 , mais représente l’affichage en concentrations qui indique que le lobe droit est peu actif (vers 0.1 %/g) tandis que le lobe gauche concentre davantage (vers 0.3 à 0.6 %/g). L’imagel205 montre un exemple d’images paramétriques du ciblage spatial sur 10 pas correspondant à l’image 1201. Le tableau 2a donne un exemple de réalisation correspondant à l’étude lobe par lobe et globale de l’image initiale et de l’image corrigée de la profondeur.
Figure imgf000028_0001
Tableau 2a La figure 16a représente l’image en scintigraphie brute 1200 qui a été utilisée pour générer les images paramétriques 1201 à 1204. Les paramètres de prise de vue de cette image brute sont les suivantes :
Image (1231, 120 minutes, pixels 2562)
Table de correspondance : blanc (0) à Noir (255), en niveaux de gris Report de la fixation sur sonde à t = lh45 (fixation biologique) Les images de ciblage spatial ‘bitmap’ pour neuf valeurs de p sont représentées avec la référence 1205. Le tableau 2b donne les index de ciblage par lobe et pour toute la glande thyroïde pour les neuf valeurs de p.
Figure imgf000029_0001
Tableau 2b
Selon une variante de réalisation, on calcule un index de ciblage spatial des concentrations de manière similaire au premier exemple de réalisation, mais en partant de l’image en concentration, comme présenté dans le tableau 2a. Cet index de ciblage spatial en concentration a l’avantage de s’affranchir de l’épaisseur des lobes. En effet la scintigraphie classique 2D va restituer plus d’activité sur les zones les plus épaisses.
En concentration, on obtient la distribution des zones les plus concentrées et non les plus actives. Une image normale en concentration est isoactive (en isocouleur à un certain niveau) : toutes les vésicules fixent pareillement. S’il y a une variation c’est que localement on a une zone plus (ou moins) active, souvent nodulaire. Selon une variante de réalisation, l’index de ciblage spatial obtenu sur les images de concentration peut être calculé et affiché soit sur T image de la thyroïde entière, soit sur chacun des lobes. La figure 16b représente un autre exemple d’une image brute de la thyroïde mais sur une échelle de couleur (en haut à gauche), tandis que les autres images sont une image paramétrique des concentrations de la thyroïde entière (en haut à droite), une image des concentrations du lobe droit et une image des concentrations du lobe gauche. Les images sont des images suivant une table de correspondance couleur avec une échelle de 0 à 255. Les images en concentration sont affichées avec une gamme de la table de correspondance de 0 à 0.35 %/g. Le tableau 3 donne l’index de ciblage spatial pour différentes valeurs de p, par lobe et thyroïde entière, calculé sur l’image des concentrations.
Figure imgf000030_0001
Tableau 3
Dans la perspective d'un traitement par iode 131, la connaissance de la distribution des concentrations est utile car les équations de la dosimétrie reposent sur l'activité fixée par unité de volume cible soit une concentration. Les formules sont en pourcentage de l’activité fixée par masse de tissu cible, ce qui représente une concentration. Cette cartographie pourrait donc servir de trame à un calcul personnalisé des activités thérapeutiques qui sont déterminées sur des volumes anatomiques échographiques et une mesure de fixation globale ; ici on passerait à de la fixation locale (pixel à pixel). La figure 15 montre en haut à gauche l’image en scintigraphie de la thyroïde de la figure 8 sous sa forme brute mais sur une échelle de couleur, tandis que les autres images montrent respectivement la glande entière, le lobe droit et le lobe gauche avec une correction en profondeur. Le tableau 4 donne les indices de ciblage correspondants.
Figure imgf000031_0001
Tableau 4
La figure 13 est un diagramme bloc d’un système comprenant un dispositif de traitement d’image 1301 adapté à la mise en œuvre des exemples de réalisation. Ce dispositif peut être un ordinateur de bureau ou un ordinateur portable, un serveur ou tout autre dispositif de traitement de données pouvant exécuter un logiciel adéquat. Le dispositif 1301 comporte un bus de communication interne 1302, reliant un processeur 1303, une mémoire vive 1304 et une mémoire de stockage permanent 1312, par exemple un disque dur ou une mémoire statique. La mémoire de stockage permanent contient un logiciel dont le code, quand exécuté par le processeur 1303, cause la mise en œuvre d’un ou plusieurs exemples de réalisation. Le processeur 1303 peut être un microprocesseur, microcontrôleur ou tout autre composant ou ensemble de composants pouvant exécuter le logiciel et interagir de manière appropriée avec les composants internes du dispositif, générer des signaux vers ou traiter des signaux en provenance de différentes interfaces de communication. Le dispositif 1301 comporte par exemple au moins une interface 1305 pour connexion à un écran d’affichage 1306. Cette interface 1305 peut être par exemple une interface HDMI ou DisplayPort. Le dispositif 1301 comporte également une interface de communication 1307 pour communiquer avec des appareils externes comme des dispositifs d’interface homme/machine tels un clavier 1308 et/ou une souris 1309. Cette interface peut aussi être utilisée pour relier le dispositif à des appareillages médicaux pour le transfert direct de données de ou vers ces appareillages médicaux (tels la mesure de l’activité globale au temps Tl par sonde précédemment évoquée).
Il est à noter que l’écran d’affichage et les éléments d’interface homme/machine peuvent être intégrés au dispositif 1301 lui-même, par exemple dans le cas où le dispositif est un ordinateur portable. Le dispositif 1301 comporte en outre une interface de communication 1310, par exemple sans fil, pour communiquer avec une passerelle 1311 reliée à un réseau tel qu’internet, notamment dans le but de récupérer des données d’imagerie médicale sur des serveurs appropriés.
Les étapes d’affichage évoquées en lien avec les exemples de réalisation peuvent se limiter à la simple génération des données susceptibles d’être affichées, par exemple pour sauvegarde ou transmission et un possible affichage ultérieur. C’est aussi le cas de la génération d’un signal contenant l’information destinée à être affichée, par exemple lorsque le dispositif de traitement ne comporte pas d’écran intégré et génère un signal commandant un affichage externe.
A noter que les informations présentées sur les exemples d’écrans d’affichage des figures 8 et 9 comportent des coupes échographiques. En effet, au-delà du fait que ces coupes permettent d’obtenir dans certains cas des dimensions utilisées par ailleurs, l’échographie, notamment de par sa résolution, permet d’aider au diagnostic de certaines formes de maladie, tandis que l’image en scintigraphie est plus adaptée à d’autres.
Souvent, la mise en correspondance des deux images est optimale pour arriver à un diagnostic fin. La mise en correspondance de la scintigraphie et de sa quantification en font une imagerie moléculaire capable d’identifier plus de 20 diagnostics et variantes.
Lorsque cela est possible il est préférable d’afficher conjointement sur un affichage de synthèse les images échographiques associées à l’examen scintigraphique, à partir des données stockées sur un ou des serveurs appropriés.
On donne des exemples de critères issus de la quantification pour séparer une maladie de classique hyperplasique d’une hypersécrétion autonome multifocale.
Un exemple d’affichage de scintigraphie quantifiée pour une malade de Basedow hyperplasique est illustré par la figure 8. Le tableau 5 donne les critères appliqués.
Figure imgf000033_0001
Figure imgf000034_0002
Tableau 5
Un exemple d’affichage de scintigraphie quantifiée d’une hypersécrétion autonome multifocale est donné par la figure 9. Le tableau 6 donne les critères appliqués aux hypersécrétions unifocales ou multifocales.
Figure imgf000034_0001
Figure imgf000035_0001
Tableau 6
Cas de l’autonomie unifocale (AUF / UFA)
Figure imgf000035_0002
Figure imgf000036_0001
Tableau 7
Le traitement d’image exposé dans les exemples de réalisation qui précèdent ainsi que les données qui en sont dérivées permettent de poser un diagnostic étiologique précis et de recueillir des données utiles au calcul des doses d’iode 131, lorsqu’un traitement est programmé. Le programme de traitement d'image scintigraphique est destiné à être couplé à un programme joint de calcul des activités thérapeutiques d'iode 131 qui reprendra les données préalablement déterminées (ID patient, volume, concentration, fixation etc..), pour former un logiciel théranostique (diagnostique et thérapeutique). On dénomme radiothérapie interne par iode 131 (1311 RTI) l'utilisation de l'iode 131 qui se distribue comme l'iode 123 dans la thyroïde, à des fins thérapeutiques. On peut également estimer la distribution de l’iode avec du "mTC04- et séparément la fixation, avec une activité traceuse d’iode 131I dont la fixation est calculée à l’aide d’une sonde spécifique ou sur une caméra en collimation parallèle haute énergie.
En radiothérapie interne par iode 131 (131 RTI), il est possible de décliner les objectifs cliniques en quatre intentions thérapeutiques :
- Mise en euthyroïdie (intention ‘anti -toxique’ ou ‘non-ablative’)
- Réduction d’au moins une partie du volume ciblé (intention ‘réductrice’)
- Destruction du tissu (intention dite ‘ablative)
- Traitement préventif des états frontières d’hyperthyroïdie, fluctuants ou sub cliniques (intention ‘préventive’)
La confusion des objectifs thérapeutiques et l’absence d’outils informatiques pour déterminer ces différentes activités ne permet pas d’individualiser les traitements et conduit souvent à une inflation des activités administrées. En effet, une activité choisie doit convenir à toutes les présentations cliniques - par exemple, une masse cible élevée avec une fixation basse requiert plus de dose thérapeutique qu’une petite masse à fixation élevée, ce qui force à augmenter les activités moyennes utilisées pour le traitement, par l’Iode 131, si l’on voulait couvrir les deux possibilités. L’évolution des stratégies est de tendre vers une dosimétrie personnalisée adaptée aux sous types d’hyperthyroïdie et intégrant les données de la quantification. Par ailleurs de nombreux diagnostics appellent des traitements spécifiques non radioactifs et doivent être mieux caractérisés.
En s’aidant notamment des données et images présentées précédemment, il est possible de déterminer avec finesse la plupart des sous-types d’affections thyroïdiennes responsables d’une thyrotoxicose, d’affiner ainsi le diagnostic et de déterminer avec plus de précision l’approche thérapeutique à appliquer (traitement par médicament, chirurgie, Iode 1311).
Concernant en particulier l’hyperthyroïdie, l’inventeur a procédé à la classification en quinze sous-types pouvant bénéficier d’un traitement spécifique par iode 131. L’identification du sous-type permet ensuite d’adapter le traitement en choisissant le niveau d’irradiation (nombre de Gray s), le bon volume cible (volumes anatomiques ou volumes fonctionnels), le niveau de la TSH au moment du traitement (fixe le ciblage spatial), l’usage éventuel d’un modulateur pharmacologique et sa posologie (antithyroïdiens, LT3, TSH recombinante, traitement direct), la méthode de calcul des activités (il en existe trois groupes utilisant des équations spécifiques) afin de diminuer finalement les doses d’iode 131 administrées en moyenne tout en optimisant l’efficacité clinique. En résumé, le programme thérapeutique propose pour les deux grandes variétés de pathologie bénigne (auto-immunité et autonomie), 4 intentions thérapeutiques, 3 modulateurs pharmacologiques et 3 groupes de méthodes de calcul de dose.
Les paramètres peuvent être saisis sur un programme de calcul de dose associé au logiciel image. Ces paramètres comprennent donc : le type de maladie (déterminé sur base du traitement d’image), l’intention thérapeutique, la masse cible (plusieurs choix optionnels), la dose absorbée, la gestion des médicaments adjuvants, la méthode choisie de calcul d’activité, la date du calcul et du traitement, le numéro ou référence du traitement, le rappel des données antérieures en cas de traitement itératif, la fixation prédite freinée en cas de traitement d’une hyperthyroïdie compensée sous LT3, et donne accès à un niveau optimal d’activité à commander dans le cas index. Le programme donne également un intervalle moyen d’irradiation correspondant aux paramètres choisis et à la précision connue de la méthode de calcul d’activité utilisée (par exemple 85 à 125 Gy pour une dose prescrite à 100 Gy avec une méthode de précision moyenne 25 %). Les paramètres décisionnels sont paramétrables, comme le choix des concentrations avec une méthode utilisant une fixation et le mode de calcul de la masse dosimétrique. Le programme fournit également les variantes des méthodes utilisant une fixation modifiée, soit acquise en précoce (< 6 h), soit acquise en tardif (> 24 h), pour les deux groupes cliniques d’hyperthyroïdie.
Cette activité peut être envoyée sur les logiciels dédiés de médecine nucléaire (XPLORE, GERA, VENUS etc..) pour la commande et la gestion tracée des radio pharmaceutiques. De plus, comme à un niveau d’activité correspond un niveau d’exposition corps entier, des mesures de radioprotection éditées par la réglementation et fonction du niveau de dose calculée sont proposées. L’activité réellement administrée, la dose effective moyenne corps entier et aux gonades et une note de suivi ou de correspondance thérapeutique est associée à l’édition du compte-rendu fourni par le programme. Ce dernier pourra également être utilisé pour effectuer une dosimétrie post thérapeutique et pour permettre de comparer entre eux les résultats entre équipes puisqu’il offre une grande partie de l’offre de protocoles utilisés et publiés.
LISTE DES REFERENCES
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Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de traitement d’une image en scintigraphie comprenant:
- l’obtention (201) d’une image en scintigraphie thyroïdienne représentative de la distribution et de la fixation à un temps Tl d’un isotope radioactif, administré à un patient à un temps T0; caractérisé par :
- l’obtention (202) d’une valeur représentative de la fixation globale au temps Tl ;
- la détermination (203) d’une première surface (Sp) de l’image représentative d’une partie p de la fixation au temps Tl ;
- la détermination (204) d’un rapport entre ladite première surface (Sp) et une seconde surface (Si, S 100), ladite seconde surface étant représentative de la fixation globale au temps Tl ;
- la génération (205) d’un signal représentatif d’une image représentative de la première surface.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la détermination de la première surface, la détermination du rapport et la génération de l’image représentative de la première surface sont réalisées pour une pluralité de valeurs de p.
3. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en l’affichage conjoint d’au moins un parmi : les images représentatives de la première surface pour la pluralité de valeurs de p, et les rapports pour la pluralité de valeurs de p.
4. Procédé selon l’une des revendications 2 et 3, caractérisé en ce que la pluralité de valeurs de p est obtenue par :
- incrémentation itérative d’une valeur de départ par un pas fixe, ou
- un choix de valeurs comprenant au moins 10%, 50%, 90%, ou
- un choix effectué par l’intermédiaire d’une interface utilisateur.
5. Procédé selon l’une des revendications 1 à 4, dans lequel la détermination (203) de la première surface est réalisée par détermination du nombre de pixels de l’image en scintigraphie représentatifs d’une valeur de fixation au- dessus d’un seuil, ledit seuil étant choisi en fonction de p.
6. Procédé selon l’une des revendications 1 à 5, comprenant, préalablement à la détermination des surfaces, une normalisation (1102) de la fixation au niveau d’au moins une partie des pixels de l’image par rapport à une profondeur de la thyroïde au niveau de ces pixels de façon à obtenir des valeurs moyennes des concentrations.
7. Procédé selon l’une des revendications 1 à 6, comprenant la détermination (702) d’une valeur représentative d’un volume fonctionnel sécrétoire de la thyroïde ou d’au moins un lobe de la thyroïde, la valeur représentative du volume fonctionnel sécrétoire étant fonction d’une valeur représentative du volume anatomique de la thyroïde ou d’au moins un lobe de la thyroïde et dudit rapport déterminé pour une valeur donnée de p.
8. Procédé selon l’une des revendications 1 à 7, comprenant, dans le cas où le taux de TSH est compris entre 0.1 et 0.60 mU/L :
- l’obtention (1001) d’un taux de TSH au temps T0 ;
- l’affichage (1003) d’au moins une parmi : une valeur de fixation attendue fonction du taux de TSH au temps T0, et une valeur de fixation maximale fonction du taux de TSH au temps T0.
9. Procédé selon la revendication 8, la valeur de la fixation attendue étant de K x TSH+ b pour un taux de TSH compris entre 0,1 à 0.60 mU/L et où K est un coefficient dépendant de la localisation géographique du patient.
10. Procédé selon la revendication 8, la fixation maximale attendue étant telle que fixation maximale attendue < Kmax x TSH + b.
11. Procédé selon l’une des revendications 9 ou 10, b étant égal à 2 en cas de goitre et à 1 pour un volume normal de la thyroïde.
12. Procédé selon la revendication 10, Kmax étant sensiblement égal à 20.
13. Procédé selon l’une des revendications 1 à 12, comprenant en outre la génération d’un signal d’affichage de p et dudit rapport entre la première et la seconde surface.
14. Procédé selon l’une des revendications 1 à 13, dans lequel ladite image en scintigraphie thyroïdienne est une image d’une thyroïde entière ou l’image d’un seul lobe de thyroïde.
15. Produit programme d’ordinateur comprenant des instructions qui, quand elles sont exécutées par un dispositif de traitement d’image (1301), causent la mise en oeuvre de la méthode selon l’une des revendications 1 à 14.
16. Dispositif de traitement d’images (1301) comprenant un processeur (1303) et une mémoire (1312) comportant des instructions qui, lorsqu’elles sont exécutées par ledit processeur (1303), conduisent à la mise en œuvre de la méthode selon l’une des revendications 1 à 14.
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