Brevet FR3113163A1 — publié le 20220204

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 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, ladite seconde surface étant représentative de la fixation globale au temps T1 ; la génération (205) d’un signal représentatif d’une image représentative de la première surface. Figure pour l'abrégé : 2 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 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 susceptible de modifier ou du moins permettre d’affiner l’approche clinique ou thérapeutique. 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 T1 d’un isotope radioactif, administré à un patient à un temps T0; l’obtention d’une valeur représentative de la fixation globale au temps T1 ; la détermination d’une première surface de l’image représentative d’une partie p de la fixation au temps T1 ; la détermination d’un rapport entre ladite première surface et une seconde surface, ladite seconde surface étant représentative de la fixation globale au temps T1 ; et la génération d’un signal représentatif d’une image représentative de la première surface. 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. 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 fonction du taux de TSH au temps T0, et une valeur de fixation maximale fonction du taux de TSH au temps T0. Selon un exemple de réalisation, la valeur de la fixation attendue est de K*TSH+b, où K est un coefficient dépendant de la localisation géographique du patient. Selon un exemple de réalisation, la fixation maximale attendue est Kmax*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 (à Paris) Un exemple de réalisation concerne aussi un programme produit 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 descriptions des figures D'autres caractéristiques et avantages apparaitront 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 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 l’image de la figure 1 réalisé par un algorithme de détection automatique ; – la figure 4 représente un tracé des contours de la thyroïde de l’image 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 quatre 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. 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 l’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, mais le 99mTc sous forme de pertechnetate (99mTcO4) ou de 99mTC-MIBI, sont également utilisés. 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 indice 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. Un troisième exemple de réalisation non limitatif comprend notamment la prise en compte du taux de TSH dans l’évaluation de la fixation précoce de l’iode 123, ainsi que la prédiction de la fixation freinée et de la valeur maximale attendue. Un quatrième exemple de réalisation non limitatif comprend un traitement de l’image en scintigraphie dans le but de déterminer des valeurs absolues de concentration (par exemple en iode fixé par gramme de tissu) en lieu et place des valeurs de fixation de l’image d’origine, et d’ensuite déterminer un indice de ciblage spatial par concentration. Cet indice de ciblage spatial par concentration est égal à la surface relative de l’image englobant un taux de concentration c. De préférence, cet indice est calculé pour plusieurs valeurs de c. Comme pour le second exemple de réalisation, ce quatrième exemple prend également en compte une information volumique. 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, 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’. La quantité (‘activité’) de radio-isotope initialement administrée (en MBq) à T0 est retenue (ou fixée) par la glande et mesurée au Temps T1. Pour l’Iode 123I, le moment d’acquisition T1 est typiquement situé entre 60 minutes et 240 minutes pour une fixation dite ‘précoce’, et jusqu’à 30 heures dans certains autres cas. 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). Il est à noter que la technique de ciblage spatial décrite plus loin vaut quel que soit le moment de l’acquisition. 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 T1. Si l’on considère l’ensemble des pixels, cela donne la distribution 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 peut être plus active qu’une zone «chaude» d’une autre image, plus sombre en imagerie noir et blanc. Cela ne donne pas une information absolue de la quantification. 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 T1. Cette activité globale correspond à la quantité d’Iode 123I fixée par la thyroïde au temps T1 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 ‘Region 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. 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 au temps T1 en MBq. Par exemple, si 62000 coups 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, 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)*100=13,8%. Si l’activité totale au temps T1 a été obtenue par sonde, 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 T1. 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 S0 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 T1, simplement en faisant le rapport entre le nombre de coups correspondant à cette surface et le nombre de coups correspondant à la surface S0. 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 l’histogramme 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 l’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 S0 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 S0 (voir aussi étape 204 de la figure 2) viii Itération sur l’étape (i) en incrémentant X Au fur et à mesure que l’on 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 T1 et (b) S0. 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 T1 ou encore S0, et pour le calcul du pourcentage d’activité ou encore Sp. La surface initiale S0 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 S0. 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 à la TSH (ou ‘TSI’), conduisant à une sur-stimulation de la thyroïde que l’on peut détecter avec un index de ciblage spatial à p=50% élevé. 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’un nodule 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 S0 - 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 S0. 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. 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. 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. 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 S0, affichée sous sa forme paramétrique. La légende des deux images indique la surface, savoir le nombre de pixels non nuls : 21474 pour l’image d’origine, 20066 pour l’image correspondant aux pixels dans S0. La différence est due aux pixels exclus de la zone d’intérêt. L’image de S0 peut optionnellement subir un filtrage, par exemple par élimination de pixels isolés, avant la mise en œuvre des étapes (i) à (viii). Pour chacune des autres images et donc chaque valeur de p envisagée, la légende indique l’activité absolue mesurée à T1 multipliée par p. Par exemple, l’image portant la légende ‘fixation 11.92 fixation prédite 8.36’ correspond à 100% de l’activité initiale mesurée au temps T1. La dernière image en bas à gauche portant la légende ‘fixation 1.81 fixation prévue 2.29’ correspond à 15% de l’activité. Les images correspondant à 10% et 5% ne sont pas illustrées sur la figure 6. La notion de ‘fixation prévue’ sera abordée dans le cadre du troisième exemple de réalisation. Index de ciblage spatial Fixation IC05 0.01 Fix05 0.62 IC10 0.02 Fix10 1.21 IC15 0.04 Fix15 1.80 IC20 0.06 Fix20 2.42 IC25 0.08 Fix25 3.01 IC30 0.10 Fix30 3.62 IC35 0.12 Fix35 4.22 IC40 0.15 Fix40 4.78 IC45 0.17 Fix45 5.34 IC50 0.20 Fix50 5.99 IC55 0.23 Fix55 6.58 IC60 0.27 Fix60 7.16 IC65 0.31 Fix65 7.81 IC70 0.35 Fix70 8.40 IC75 0.40 Fix75 8.96 IC80 0.45 Fix80 9.57 IC85 0.52 Fix85 10.20 IC90 0.60 Fix90 10.77 IC95 0.73 Fix95 11.38 IC100 1.00 Fix100 11.92 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. 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 T1. 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 π*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 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 ou lobaire, connue par ailleurs, transforme la surface en volume en l'élevant à la puissance 1,5 et en multipliant le résultat par un coefficient. 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, tandis que l’image de la figure 9 correspond à une thyroïde atteinte de la maladie de Basedow. A noter que la donnée au libellé ‘TSI’ sur la figure 8 correspond à une quantification d’anti-récepteurs à la TSH. 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 T1 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 sécrétion autonome de la thyroïde par rapport à celle induite par la TSH, ce qui permet notamment d’aider au diagnostic des hypersécrétions modérées. 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. Si l’on ne dispose pas de mesure, il est possible d’utiliser une valeur récente. On détermine ensuite selon une étape 1002 la fixation attendue, relation linéaire de la TSH, et/ou la fixation maximale sur base des relations suivantes : Fixation attendue (‘p 123 IUp’)= K*TSH + b Fixation maximale La connaissance de ces équations permet de prédire la fourchette freinée au cours d’un test de suppression par la LT3 . Le coefficient K dépend notamment du lieu de résidence du patient car dépendant de l’apport d’iode fourni par l’alimentation. Ce coefficient est égal à la médiane de la fixation (à TSH 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. Calculé de façon similaire à K, KmaxParis = 20. 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 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. 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 par exemple être obtenue en application d’équations de planimétrie lobaire. En effet on a : 1. Volume (d’un lobe) = 0.47 * S^1.5 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. Ceci permet de construire un modèle volumique 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)). 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 connait 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. 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 2 a /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 une image paramétrique comme l’image 1201 de la figure 12. 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. L’image 1202 possède une échelle en %/ml ou %/g d’Iode 123I. Une gamme typique de concentrations variant entre 0 et 2.5%/g en Iode 123I, 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. Selon une variante de réalisation, on calcule un indice de ciblage spatial des concentrations de manière similaire au premier exemple de réalisation, mais en partant de l’image en concentration. 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. 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 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 T1 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 Basedow 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 2 donne les critères appliqués. Critère C11_1 : maladie de Basedow classique hyperplasique Aspect de scintigraphie thyroïdienne Activation diffuse de la glande dépendante du TSI Contraste Homogène (augmente avec l’épaisseur) Fixation précoce Iode 123I P 123 IUp>20% à 120 minutes [20 – 90] Concentration lobaire >1%/g Rapport des concentrations (max.) Rapport des fixations Symétrique, fonction du volume lobaire Index de ciblage spatial Elevé (typiquement IC50 : de 0.40 à plus de 0.60) Aspect de l’échographie corrélative parenchyme hypoéchogène, hypervasculaire, en rayon de miel Diagnostic différentiel Autonomie à caractère disséminé Un exemple d’affichage de scintigraphie quantifiée d’une hypersécrétion autonome multifocale est donné par la figure 9. Le tableau 3 donne les critères appliqués aux hypersécrétions unifocales ou multifocales. Critères C12_1 & Critère C12_2 : hypersécrétion autonome unifocale / multifocale Aspect de scintigraphie thyroïdienne Unifocale : au moins un macro-nodule hypercontrasté (> 10 mm) et jusqu’à trois foyers de fixation Multifocale : plus trois foyers de fixation ou nodules hypercontrastés (> 10 mm) Contraste - Hypersécrétion autonome compensée: persistance d’une activation dépendante de la TSH à l’extérieur des nodules Autonomie avec TSH effondrée: absence d’activation du tissu normal extra nodulaire ou extinction scintigraphique. Fixation précoce Iode 123I Forme compensée: p 123 Iup > M(kspa) x TSH [+ b] Forme à TSH freinée : p 123I UpSup > 2% to 4 % (goitre) Concentration lobaire 0.2 to 1.0 %/g, dépend de la distribution du tissu autonome lobe normal : Rapport des concentrations (C) Valeurs élevées: C(tissue autonome) / C(tissu normal) >2 to 6 Index de ciblage spatial valeurs basses (IVS 50 souvent Aspect de l’échographie corrélative faible sensibilité et spécificité; souvent nodule mixte EUTIRADS 4 et hypervasculaire 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 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 (131I RTI) l'utilisation de l'iode 131 qui se distribue comme l'iode 123 dans la thyroïde, à des fins thérapeutiques. 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 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 doses. 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 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. En s’aidant notamment des données et images présentées précédemment, il est possible de déterminer avec finesse un certains sous-types d’affections, d’affiner ainsi le diagnostic et de déterminer avec plus de précision l’approche thérapeutique à appliquer (traitement par médicament, chirurgie, Iode 131I). Concernant en particulier l’hyperthyroïdie, l’inventeur a procédé à la classification en quinze sous-types. L’identification du sous-type permet ensuite d’adapter le traitement en choisissant le niveau d’irradiation (nombre de Grays), le bon volume cible, le niveau de la TSH au moment du traitement (fixe le ciblage spatial), la méthode de calcul des activités (il en existe trois groupes utilisant des équations spécifiques) et de diminuer finalement les doses d’Iode 131 administrées en moyenne. Les paramètres peuvent être saisis sur un programme de calcul de dose. Ces paramètres comprennent : le type de maladie (déterminé sur base du traitement d’image), l’intention thérapeutique, la masse cible, la dose absorbée, la gestion des médicaments, la méthode choisie de calcul d’activité, donnant accès à un niveau d’activité à commander. 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, 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. LISTE DES REFERENCES [1] Clerc, J., Bienvenu-Perrard, M., Dagousset, F., Chevalier, A. : Clinical thyroidology – Subclinical thyroid diseases – ITC201-2499 _ TSH corrected precocious (120’) cervical 123I uptake : a powerful tool to predict Thyroid Autonomy (TA) from the quantified baseline scan [2] Clerc, J. Chapitre 10 - « Imagerie isotopique des hyperthyroïdes infracliniques. Syndromes d’autonomisation » - Imagerie thyroïde parathyroïde 2012 – Flammarion Med Sciences [3] Clerc J. chapitre 18: « Exploration isotopique de la thyroïde », Traité d’Endocrinologie 2ème édition sous la direction du Pr. Ph. Chanson et J. Young. p127-130. Editions Flammarion Médecine-Sciences ; 2019. [4] Clerc, J. Scintigraphie thyroïdienne quantifiée (123I) du nodule thyroïdien : une nouvelle imagerie moléculaire. J. Radiol 2009 ;90 :23-43. 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 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, ladite seconde surface étant représentative de la fixation globale au temps T1 ; la génération (205) d’un signal représentatif d’une image représentative de la première surface. 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. 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. 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. 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. 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. 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. Procédé selon l’une des revendications 1 à 7, comprenant 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. Procédé selon la revendication 8, la valeur de la fixation attendue étant de K*TSH+b, où K est un coefficient dépendant de la localisation géographique du patient. Procédé selon la revendication 8, la fixation maximale attendue étant 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. Procédé selon la revendication 11, Kmax étant sensiblement égal à 20. Programme produit 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 12. 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 12.