Évaluation de la seconde

Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 3636 (2023) Citer cet article

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L'objectif principal de la tomodensitométrie cardiaque (TDM) avant l'implantation d'une valve aortique transcathéter (TAVI) pour les patients atteints de sténose aortique sévère est la mesure de l'anneau aortique. Cependant, les artefacts de mouvement présentent un défi technique car ils peuvent réduire la précision de mesure de l'anneau aortique. Par conséquent, nous avons appliqué l'algorithme de correction du mouvement du cœur entier de deuxième génération récemment développé (SnapShot Freeze 2.0, SSF2) à la tomodensitométrie cardiaque pré-TAVI et avons étudié son utilité clinique par une analyse stratifiée de la fréquence cardiaque du patient pendant le balayage. Nous avons constaté que la reconstruction SSF2 réduisait considérablement les artefacts de mouvement de l'anneau aortique et améliorait la qualité de l'image et la précision des mesures par rapport à la reconstruction standard, en particulier chez les patients présentant une fréquence cardiaque élevée ou un intervalle RR de 40 % (phase systolique). SSF2 peut contribuer à améliorer la précision de mesure de l'anneau aortique.

La tomodensitométrie cardiaque (TDM) synchronisée avec l'électrocardiogramme est importante pour planifier la procédure d'implantation de valve aortique transcathéter (TAVI) chez les patients atteints de sténose aortique sévère1,2. Cependant, les artefacts de mouvement présentent un défi technique car ils peuvent compromettre l'évaluation de structures telles que les artères coronaires et les valves, en particulier chez les patients ayant une fréquence cardiaque élevée3,4,5,6,7. Un dimensionnement inexact augmente le risque de complications telles qu'une fuite ou une rupture périvalvulaire chez les patients TAVI2,8,9. Une imagerie pré-procédurale précise est donc cruciale pour assurer un résultat optimal pour le patient2,9. Pour éviter les artéfacts de mouvement, la société des directives de CT cardiovasculaire10 recommande que la fréquence cardiaque soit contrôlée à moins de 60 battements par minute (bpm) par l'administration orale ou intraveineuse d'un β-bloquant. Pour corriger les artefacts de mouvement, les progrès techniques des systèmes de tomodensitométrie ont amélioré la résolution temporelle, augmenté la vitesse de rotation du portique et appliqué la tomodensitométrie à double source et la reconstruction multi-segments ; des solutions logicielles ont été développées11. Une étude récente a rapporté qu'un modèle de réseau contradictoire génératif pourrait créer des images avec moins d'artefacts de mouvement tout en préservant le contraste de la lésion12. Bien qu'une telle approche utilisant l'apprentissage automatique puisse réduire efficacement les artefacts de mouvement cardiaque, elle n'a pas encore été mise en œuvre dans la pratique clinique.

L'algorithme de correction de mouvement de première génération (SnapShot Freeze, SSF1 ; GE Healthcare) est spécifique au fournisseur et conçu pour traiter les artéfacts de mouvement coronaire sur les scanners cardiaques. Son application a considérablement amélioré la qualité d'image des artères coronaires chez les patients ayant une fréquence cardiaque élevée13,14,15,16,17,18,19,20. Cependant, SSF1 ne peut pas traiter d'autres structures intracardiaques non coronaires. L'algorithme de correction de mouvement de deuxième génération (SnapShot Freeze 2.0, SSF2 ; GE Healthcare) a augmenté la plage de correction de mouvement pour inclure tout le cœur dans un volume de balayage21,22.

A notre connaissance, l'efficacité clinique de SSF2 vis-à-vis de l'anneau aortique n'a pas été étudiée. Nous avons émis l'hypothèse que l'utilisation de l'algorithme SSF2 améliorerait la qualité d'image des tomodensitogrammes acquis pour évaluer les valves aortiques, car une réduction des artefacts de mouvement peut améliorer la qualité de l'image CT et la précision du diagnostic. Dans cette étude, nous avons recruté des patients atteints de sténose aortique sévère et comparé la qualité des images standard sans correction de mouvement avec des tomodensitogrammes cardiaques pré-TAVI soumis à SSF2.

Cette étude rétrospective est conforme aux principes de la Déclaration d'Helsinki. Conformément aux directives éthiques pour la recherche médicale et sanitaire impliquant des sujets humains (ministère de l'Éducation, de la Culture, des Sports, des Sciences et de la Technologie et ministère de la Santé, du Travail et du Bien-être, Japon), les informations sur l'étude, y compris les objectifs, ont été divulguées sur le site Web de notre hôpital avec une approche de non-participation. Le comité d'éthique pour l'épidémiologie de l'université d'Hiroshima a examiné et approuvé le protocole d'étude (n° E-2623, étude clinique de l'algorithme de correction du mouvement pour la tomodensitométrie cardiaque). Le consentement éclairé du patient pour les analyses a été supprimé.

Nous avons recruté 108 patients atteints de sténose aortique sévère qui ont subi une TDM cardiaque comme candidats au TAVI entre avril 2021 et février 2022. Les critères d'inclusion étaient les patients ayant subi une TDM cardiaque avec injection de produit de contraste. Nos critères d'exclusion étaient une insuffisance rénale sévère (débit de filtration glomérulaire estimé < 30 ml/min/1,73 m2, 15 patients), une mauvaise apnée au scanner (1 patient), une extravasation lors d'une injection de produit de contraste (1 patient) ou un refus de scanner (1 patient). Ainsi, la population finale de l'étude était composée de 90 patients ; il s'agissait de 33 hommes et 57 femmes âgés de 70 à 95 ans (âge médian, 84 ans).

Pour effectuer une analyse stratifiée de l'effet de SSF2 sur la fréquence cardiaque pendant le balayage, nous avons divisé 90 patients en 3 groupes pour inclure le même nombre de patients en fonction de la relation entre la fréquence cardiaque et la qualité de l'image10,13,18,19,21,23,24,25. Dans le groupe 1 (n = 30), la fréquence cardiaque était faible (< 60 bpm, plage de 34 à 59 bpm), dans le groupe 2 (n = 30), elle était intermédiaire (60 à 69 bpm) et dans le groupe 3 (n = 30), elle était élevée (70 bpm ou plus, plage de 70 à 119 bpm).

Tous les patients ont été scannés sur un scanner à 256 rangées de détecteurs (Revolution CT ; GE Healthcare, Milwaukee, WI, États-Unis) ; des coupes axiales prospectives déclenchées par électrocardiogramme ont été acquises. Comme le montre le tableau 1, les paramètres de balayage et de reconstruction étaient la tension du tube, 120 kVp; courant du tube, sélectionné par modulation automatique du courant du tube (Smart-mA, GE Healthcare) en fonction de l'image scout ; indice de bruit, 25 ; collimation du détecteur, 256 × 0,625 mm ou 224 × 0,625 mm selon la taille du cœur du patient ; rotation du portique, 0,28 s ; épaisseur de tranche, 0,625 mm; champ de vision de numérisation, 360 mm; champ de vision de l'écran, 200 mm ; matrice, 512 × 512 ; reconstruction, moitié; noyau de reconstruction, norme HD ; méthode de reconstruction, reconstruction d'image par apprentissage en profondeur (TrueFidelity, force élevée ; GE Healthcare)26,27,28,29. La plage de rembourrage était de 0 à 100 % de l'intervalle RR lorsqu'une fréquence cardiaque inférieure à 60 bpm était enregistrée pendant la surveillance pré-examen ; lorsqu'il dépassait 60 bpm ou était variable. En présence d'arythmie, la plage de rembourrage était de 0 à 250 %. Tous les scanners étaient craniocaudaux depuis la bifurcation trachéale jusqu'au niveau du bord inférieur de l'apex cardiaque. Tous les patients ont pu effectuer des apnées pendant l'examen. Pour obtenir une qualité d'image élevée avec des doses de rayonnement minimales, les patients ayant une fréquence cardiaque supérieure à 60 bpm 5 min avant le début de l'examen ont reçu 2 à 10 mg de chlorhydrate de propranolol (Inderal ; Taiyo Holdings Co., Ltd., Tokyo, Japon).

Le produit de contraste (concentration d'iode 350 mg/ml ; Iomeron-350 ; Eisai Co., Ltd., Tokyo, Japon) a été injecté en triple phase à travers un cathéter de calibre 20 ou 22 dans la veine antécubitale à l'aide d'un injecteur électrique (Dual Shot type GX ; Nemoto Kyorindo, Tokyo, Japon). La dose d'iode de 273 mg/kg dans la première phase a été administrée en 13 s. Cette injection a été suivie à une vitesse de 5 s par un mélange 50/50 de produit de contraste (53 mgI/kg) et de solution saline, et enfin une solution saline à 100 % a été délivrée à la même vitesse d'injection. Pour la tomodensitométrie cardiaque, le suivi du bolus a été utilisé pour synchroniser l'arrivée du produit de contraste dans l'oreillette gauche et le ventricule gauche avec le début de la numérisation. Pour surveiller l'arrivée, nous avons acquis des balayages axiaux à des intervalles d'une seconde au niveau de l'oreillette gauche et du ventricule gauche 10 s après le début de l'injection de produit de contraste. La dose de rayonnement était de 120 kVp, 40 mA. La numérisation a commencé automatiquement 5 s après que l'amélioration du contraste ait atteint 150 unités Hounsfield dans une région d'intérêt (ROI) placée au centre de l'oreillette gauche et du ventricule gauche.

Similaire à l'algorithme SSF118,20, l'algorithme SSF2 utilise les données des phases cardiaques adjacentes (64 ms avant et après la phase cible) pour caractériser et corriger le mouvement. L'algorithme SSF2, une technique entièrement automatisée basée sur les informations et les commentaires obtenus à partir des balayages SSF1, recherche chaque région à tous les volumes d'image pour un chemin local qui est cohérent avec le sous-ensemble de données mesurées. Une fois que la trajectoire de mouvement du navire est identifiée, les données sont discrétisées en une série d'ensembles de données en fonction du moment où les rayons de projection correspondants ont été mesurés. Chaque ensemble de données de volume de la série subit une déformation spatiale par le champ de mouvement. Cela permet de cartographier l'état du mouvement à partir de l'heure respective vers l'heure de référence centrale, qui est déterminée par la phase cardiaque prescrite30.

Toutes les images ont été reconstruites à l'aide de l'algorithme standard (sans correction de mouvement) avec reconstruction d'image en profondeur pour réduire le bruit de l'image26,27,28,29. Pour la phase cardiaque, les phases systolique (intervalle RR, 40 %) et diastolique (intervalle RR, 75 %) utilisées pour les mesures CT cardiaques pré-TAVI ont été sélectionnées2,4,30,31. Comme les phases systolique et diastolique ont été en outre soumises à une reconstruction SSF2, 4 ensembles de données ont été obtenus pour chaque patient. Ils ont été anonymisés et transférés sur le poste de travail (Advantage Workstation 4.7, GE Healthcare) pour une analyse ultérieure.

L'effet d'atténuation induit par les artefacts de mouvement a été analysé au niveau de l'anneau aortique. Toutes les images ont été inspectées par un technologue en radiologie (YM avec 15 ans d'expérience dans les études de tomodensitométrie cardiaque). Pour évaluer l'anneau aortique, seules les images de reconstruction multiplanaire double oblique axiale et 2D (MPR) ont été examinées. L'anneau aortique a été défini comme un anneau virtuel formé en joignant les attaches basales des feuillets aortiques2,32.

Nous avons généré un profil d'atténuation CT tridirectionnel (direction antérieure, supérieure et inférieure) de l'anneau aortique (Fig. 1) à l'aide de l'outil d'analyse de particules (Plot Profile) sur le poste de travail (Ziostation2, Ziosoft, Tokyo, Japon). Les zones de calcification où l'atténuation CT fluctue de manière significative ont été soigneusement évitées. Les profils d'atténuation CT ont été générés précisément au même endroit pour les images reconstruites avec la norme et SSF2. Nous avons coupé les 10 % inférieurs et supérieurs du profil et mesuré la distance d'élévation du bord (ERD) de 10 à 90 %33,34. L'ERD a été examiné dans trois directions de l'anneau aortique et les valeurs moyennes ont été comparées sur les images standard et SFF2.

Exemple d'image d'ERD. Courbe de profil de l'anneau aortique. L'ERD à une atténuation de pixel de 10 à 90 % de l'atténuation CT maximale est indiquée. CT = tomodensitométrie ; HU = unités Hounsfield ; ERD = distance d'élévation du bord.

Concernant le dimensionnement de l'anneau aortique, nous avons évalué la dispersion entre les deux reconstructions. Toutes les images ont été analysées par deux technologues en radiologie (YM et CF, avec respectivement 15 et 18 ans d'expérience en imagerie CT cardiaque). Ils ont été aveuglés à la présence de la technique SSF2 et ont mesuré manuellement la zone et le périmètre de l'anneau aortique de tous les patients indépendamment sur un poste de travail CT (Ziostation2, Ziosoft, Tokyo, Japon). La zone annulaire et le périmètre ont été déterminés à partir de la trace en plaçant des tracés (points) à l'interface sang-tissu1,9. Le bord de l'anneau a été tracé en dehors des calcifications. Lorsque les limites n'étaient pas claires en raison d'artefacts de mouvement, les observateurs ont tracé subjectivement. Une fois les parcelles et la limite annulaire dessinées manuellement, la zone annulaire et le périmètre ont été automatiquement calculés sur le poste de travail1,9.

Pour étudier l'effet potentiel de la reconstruction SSF2 sur les mesures quantitatives de l'ERD, nous avons inspecté les images axiales et enregistré le numéro CT et le bruit d'image [écart type (SD) du numéro CT] dans une ROI circulaire placée dans l'aorte ascendante et la paroi septale du ventricule. La taille du curseur ROI circulaire était aussi grande que le permettait le diamètre de l'aorte ascendante (environ 5,0 à 10,0 mm2) et de la paroi septale du ventricule (environ 1,5 à 3,0 mm2). Sur la base des valeurs obtenues, nous avons également calculé le rapport contraste sur bruit (CNR) en utilisant la formule : (numéro CT de l'aorte ascendante moins le numéro CT de la paroi septale du ventricule) divisé par le bruit d'image de l'aorte ascendante35.

Deux technologues en radiologie (YM et CF, avec 15 et 18 ans d'expérience en imagerie CT cardiaque, respectivement) ont été aveuglés à la présence de la technique SSF2. Ils ont inspecté subjectivement et indépendamment les images MPR de la jonction sinotubulaire à la voie de sortie ventriculaire gauche des ensembles de données pour les artefacts de mouvement au niveau de l'anneau aortique. Pour évaluer la qualité de l'image, ils ont utilisé l'échelle de Likert à 5 points où 1 = très médiocre (artefacts de mouvement entraînant une mauvaise visualisation de l'anatomie de la valve aortique, non évaluable), 2 = médiocre (visualisation dégradée de l'anatomie de la valve aortique en raison d'artefacts de mouvement, non évaluable), 3 = passable (artefacts de mouvement mineurs avec une délimitation claire de l'anatomie de la valve aortique), 4 = bon (aucun artefact de mouvement avec une identification fiable de l'anatomie de la racine aortique, y compris la cuspide nadi rs et contours annulaires), et 5 = excellent (excellente qualité d'image avec un haut niveau de certitude diagnostique en ce qui concerne les cuspides de la valve aortique, les nadirs des feuillets et la détection des contours annulaires aortiques)30. Les désaccords entre observateurs ont été résolus par consensus.

Les variables continues des données démographiques, l'ERD, le numéro CT, le bruit d'image et le CNR sont exprimés sous forme de médiane et de plage ou de pourcentages ou de nombres, de surface et de périmètre de l'anneau aortique ou de scores de qualité d'image en tant que moyenne et SD. Les résultats de l'ERD, du numéro CT, du bruit d'image, du CNR et des scores de qualité d'image ont été comparés sur des images reconstruites avec la norme et SSF2 à l'aide du test U de Mann-Whitney. Pour comparer la dispersion (SD) de l'aire et du périmètre entre les deux reconstructions, nous avons utilisé le test F. L'accord intra- et interobservateur sur la variabilité de l'évaluation quantitative par l'analyse du tracé de Bland-Altman devait converger vers une limite d'accord de 95 %, définie comme une différence moyenne de ± 1, 96 SD. Pour déterminer si le CNR était équivalent dans les reconstructions standard et SSF2, nous avons effectué le test d'équivalence36. Comme le SD du RNC entre les artères coronaires proximales et le tissu périvasculaire adjacent était de 5 dans notre étude précédente34, nous avons adopté 5 comme marge équivalente. L'accord interobservateur dans l'évaluation qualitative a été classé comme évaluable (score 3–5) et non évaluable (score 1, 2) évalué avec le coefficient Cohen kappa κ où une valeur κ inférieure à 0,20 = faible, 0,21–0,40 = passable, 0,41–0,60 = modérée, 0,61–0,80 = substantielle et 0,81–1,00 = accord presque parfait. Toutes les analyses statistiques ont été réalisées avec JMP 16 (SAS Institute Inc., Cary, NC, USA). Les différences de p < 0,05 ont été considérées comme statistiquement significatives.

Comme le montre le tableau 2, la fréquence cardiaque globale médiane lors de l'acquisition de l'image CT était de 64 bpm (intervalle : 34 à 119 bpm). Sur les 90 patients, 70 étaient en rythme sinusal et 20 présentaient des arythmies (fibrillation auriculaire, 19 patients ; contraction auriculaire prématurée, 1 patient).

Nous avons analysé 1080 ERD (3 directions × 4 ensembles de données × 90 patients). Les résultats de la mesure de l'ERD sont présentés dans le Tableau 3. Chez les patients à fréquence cardiaque basse, l'ERD obtenue avec la reconstruction standard et SSF2 n'était pas significativement différente (RR 40 % et RR 75 % : p > 0,05). Cependant, chez les patients ayant une fréquence cardiaque intermédiaire, l'ERD à RR 40 % était significativement plus courte sur les images SSF2 (2,0 mm) que standard (2,4 mm) (p < 0,001). Chez les patients dont la fréquence cardiaque était élevée, l'ERD à RR 40 % et RR 75 % était significativement plus courte sur SSF2- que sur les images standard (p < 0,001). Les tracés de Bland – Altman pour l'accord intra-observateur par rapport à l'ERD pour 4 ensembles de données sont résumés à la Fig. 2. Les tracés ont presque convergé dans la limite d'accord de 95% pour tous les ensembles de données.

Analyse du tracé de Bland – Altman de l'accord intra-observateur par rapport à la distance d'élévation du bord. Reconstruction standard et SSF2 à un intervalle RR de 40 % (A et B) et reconstruction standard et SSF2 à un intervalle RR de 75 % (C et D). La ligne continue représente la différence moyenne, les lignes pointillées représentent la limite de concordance à 95 % (différence moyenne ± 1,96 SD). SD = écart type.

Comme le montre le tableau 4, l'écart-type de la zone de l'anneau aortique était significativement plus petit dans la reconstruction SSF2 que dans la norme à un intervalle RR faible (94,7 contre 63,3 et 105,2 contre 78,9) -, intermédiaire (71,8 contre 47,9 et 90,4 contre 58,3) - et élevé (58,7 contre 45,1 et 70,3 contre 45,8) de 40 et 75 % (tous : p < 0,05). Comme le montre le tableau 5, l'écart-type du périmètre de l'anneau aortique était également significativement plus petit dans la reconstruction SSF2 que dans la reconstruction standard à un intervalle RR faible (11,6 contre 7,4 et 9,5 contre 6,0), intermédiaire (9,4 contre 5,6 et 10,8 contre 6,8) et élevé (8,4 contre 4,3 et 9,3 contre 5,4) de 40 et 75 % (tous : p < 0,001). Les tracés de Bland-Altman pour l'accord interobservateur par rapport à la zone annulaire et au périmètre sont illustrés aux Figs. 3 et 4. Pour la zone et le périmètre, les parcelles ont presque convergé dans la limite d'accord de 95 % pour tous les ensembles de données. En particulier, la différence moyenne (± 1,96 SD) se situait dans une plage plus petite sur SSF2 que sur les images de reconstruction standard.

Analyse du tracé de Bland-Altman de l'accord interobservateur par rapport aux zones de l'anneau aortique. Reconstruction standard et SSF2 à un intervalle RR de 40 % (A et B) et reconstruction standard et SSF2 à un intervalle RR de 75 % (C et D). La ligne continue représente la différence moyenne, les lignes pointillées représentent la limite de concordance à 95 % (différence moyenne ± 1,96 SD). SD = écart type.

Analyse du tracé de Bland – Altman de l'accord interobservateur par rapport au périmètre de l'anneau aortique. Reconstruction standard et SSF2 à un intervalle RR de 40 % (A et B) et reconstruction standard et SSF2 à un intervalle RR de 75 % (C et D). La ligne pleine représente la différence moyenne et les lignes pointillées la limite d'accord à 95 % (différence moyenne ± 1,96 SD). SD = écart type.

Comme le montre le tableau 6, le numéro CT de l'aorte ascendante et de la paroi septale du ventricule et le bruit d'image de l'aorte ascendante n'ont pas montré de différence significative entre les deux reconstructions, quelle que soit la fréquence cardiaque des patients (tous : p > 0,05). De plus, ces CNR n'ont également montré aucune différence significative entre les deux reconstructions à fréquence cardiaque basse (18,5 vs 19,5, p = 0,404)-, intermédiaire (16,5 vs 16,3, p = 0,860)- et élevée (17,6 vs 18,1, p = 0,312). L'intervalle de confiance à 95 % pour la différence entre la reconstruction standard et la reconstruction SSF2 était de − 3,0 à 1,2 chez les patients à fréquence cardiaque basse, de − 2,5 à 2,1 chez les patients à fréquence cardiaque intermédiaire et de − 2,7 à 0,9 chez les patients à fréquence cardiaque élevée. Étant donné que l'intervalle de confiance à 95 % n'a pas franchi la marge d'équivalence prédéfinie bilatérale (Fig. 5) dans toutes les classes de fréquence cardiaque, nous avons considéré que le CNR était équivalent entre notre reconstitution standard et SSF2, quelle que soit leur fréquence cardiaque.

Résultats du test d'équivalence. Résultats du test d'équivalence de la différence de CNR entre reconstruction standard et SSF2. CNR = rapport contraste/bruit ; FC = fréquence cardiaque ; SSF2 = SnapShot Freeze 2.

Le tableau 7 montre les résultats de l'évaluation visuelle des images MPR soumises par nos deux lecteurs. Chez les patients à faible fréquence cardiaque, à RR 75 %, il n'y avait pas de différence significative dans les scores d'image moyens attribués aux images soumises à une reconstruction standard ou SSF2 (p = 0,540). À RR 40 %, les scores de visualisation étaient significativement plus élevés pour les images reconstruites avec SSF2 que standard (tous : p < 0,01). Il y avait un accord substantiel entre les observateurs en ce qui concerne la qualité globale de l'image (κ = 0,69). La reconstruction SSF2 a amélioré la qualité d'image de l'anneau aortique dans le cas représentatif illustré à la Fig. 6. Tous les résultats sont fournis dans le fichier supplémentaire.

Image clinique de SSF2. Dans leur 80 s (taille = 157 cm, poids corporel = 58 kg, indice de masse corporelle = 23,5 kg/m2), fréquence cardiaque pendant l'examen = 116 bpm (fibrillation auriculaire). (A) et (C) : images MPR de l'anneau aortique (intervalle RR = 40 % et 75 %) à l'aide d'une reconstruction standard. Les scores de visualisation pour (A) et (C) étaient de 1 et 2, respectivement. (B) et (D) : après reconstruction SSF2, les deux scores de visualisation étaient de 4. La qualité d'image évaluable s'est améliorée. WW = largeur de fenêtre ; WL = niveau fenêtre.

Notre étude démontre que l'algorithme de correction du mouvement du cœur entier de deuxième génération (SSF2) était supérieur à la reconstruction standard en ce qui concerne la qualité d'image des tomodensitogrammes cardiaques pré-TAVI acquis pour l'évaluation de l'anneau aortique.

À RR 40 %, les images reconstruites SSF2 ont reçu des scores de qualité d'image significativement plus élevés que la reconstruction standard, quelle que soit la fréquence cardiaque des patients (p < 0,001). À RR 75 %, chez les patients ayant une fréquence cardiaque intermédiaire et élevée, le score de visualisation était plus élevé pour SSF2- que pour les images reconstruites standard. À RR 40 % et RR 75 %, SSF2 avait fortement tendance à donner des scores de qualité d'image plus élevés que la reconstruction standard. Par conséquent, la reconstruction SSF2 a considérablement amélioré la qualité de l'image, en particulier chez les patients ayant une fréquence cardiaque élevée ou un intervalle RR de 40 %.

L'ancien algorithme de correction de mouvement spécifique au fournisseur (SSF1) a été conçu pour traiter les artefacts de mouvement coronaire sur les scintigraphies cardiaques. Il était principalement indiqué pour l'imagerie coronarienne et il a été démontré qu'il améliorait la qualité de l'image et la précision diagnostique des examens effectués pour la détection d'une sténose coronarienne importante, en particulier chez les patients ayant une fréquence cardiaque élevée13,14,15,16,17,18,19,20. L'algorithme SSF2 étend la correction de mouvement pour inclure tout le cœur. On s'attend à ce qu'il soit utile pour l'imagerie non seulement des artères coronaires mais également d'autres structures intracardiaques non coronaires telles que les valves cardiaques.

Des études antérieures qui appliquaient la reconstruction SSF2 aux images des artères coronaires, des structures cardiaques et valvulaires et des gros vaisseaux ont montré que la qualité de l'image était significativement améliorée par l'algorithme et que le nombre de scans non évaluables était inférieur à celui des images soumises à la reconstruction standard ou SSF121,22. Notre étude s'est concentrée sur l'anneau aortique ; cela indique que SSF2 a produit une correction d'artefact de mouvement plus élevée dans tout le cœur.

D'autres30 qui ont appliqué SSF1 au scanner cardiaque pour les mesures de l'anneau aortique ont rapporté qu'il améliorait considérablement la qualité d'image des ensembles de données de scanner systolique. Nous avons examiné l'effet de SSF2 dans une large gamme de fréquences cardiaques et avons montré qu'il est utile pour l'évaluation de l'anneau aortique non seulement dans la phase systolique mais aussi dans la phase diastolique. Nos résultats suggèrent que la reconstruction SSF2 réduit les artefacts de mouvement de la valve aortique tout au long des phases cardiaques.

La reconstruction SSF2 n'était pas utile à l'intervalle RR de 75 % chez les patients ayant une fréquence cardiaque faible ou intermédiaire. À ces fréquences cardiaques et à ces phases cardiaques, la résolution temporelle sur les balayages déclenchés par électrocardiogramme peut être suffisante et les artefacts de mouvement peuvent ne pas être inhérents. La reconstruction de SSF1 et SSF2 peut être utile chez les patients ayant une fréquence cardiaque élevée et pour les scans à faible résolution temporelle13,14,21,22. Nos résultats suggèrent que SSF2 est aussi utile que SSF1 chez les patients ayant une fréquence cardiaque élevée.

SSF1 ne peut pas traiter d'autres structures intracardiaques non coronaires. Il calcule les trajectoires de mouvement des artères coronaires en utilisant les informations d'imagerie de la phase cible et des phases voisines bilatérales pour réduire les artefacts de mouvement en compensant le mouvement cardiaque et pour générer des images CT diagnosticables des artères coronaires13,14,15,16,17,18,19,20. D'autre part, l'algorithme SSF2, une technique entièrement automatisée basée sur les connaissances et les retours obtenus à partir de SSF1, recherche chaque région de tous les volumes d'image pour un chemin local cohérent avec le sous-ensemble de données mesurées. Une fois que la trajectoire de mouvement du navire est identifiée, les données sont discrétisées en une série d'ensembles de données en fonction du moment où les rayons de projection correspondants ont été mesurés. Chaque ensemble de données de volume de la série subit le processus de déformation spatiale par le champ de mouvement. Cela permet à l'état de mouvement d'être mappé à partir de l'heure respective jusqu'à l'heure de référence centrale qui est déterminée par la phase cardiaque prescrite21,30. Par conséquent, SSF2 peut non seulement réduire davantage les artefacts de l'artère coronaire dus au mouvement chez les patients ayant une fréquence cardiaque élevée, mais il améliore également la qualité d'image d'autres structures vasculaires cardiaques telles que les valves et les muscles cardiaques sur les images CT cardiovasculaires. Nos résultats corroborent les découvertes antérieures22 selon lesquelles, par rapport à SSF1, SSF2 a encore amélioré la qualité d'image non seulement des artères coronaires, mais également de toutes les valves et autres structures cardiaques.

À mesure que la fréquence cardiaque augmentait, l'ERD médiane devenait significativement plus courte sur SSF2 que sur les images de reconstruction standard. Un ERD plus court donne des bords plus nets33,34,37. Par conséquent, l'ERD démontre quantitativement que la reconstruction SSF2 a réduit les artefacts de mouvement attribuables à une fréquence cardiaque élevée. Le concept de quantification des artefacts de mouvement via l'EDR est en outre étayé par la différence significative (p <0,001) dans nos données d'évaluation qualitatives.

Nous avons constaté que la dispersion de la surface et du périmètre de l'anneau aortique mesurée par deux observateurs était significativement plus petite sur SSF2 que sur les images de reconstruction standard, quelle que soit la fréquence cardiaque. Cela suggère que la reconstruction SSF2 facilite la mesure de l'anneau aortique en réduisant les artefacts de mouvement. Bien que nous n'ayons pas évalué sa précision de mesure en comparant nos résultats avec la norme de référence pour l'échocardiographie transoesophagienne32, nous prévoyons que l'utilisation systématique de SSF2 entraînera une précision de mesure plus élevée que l'imagerie de reconstruction standard conventionnelle chez les patients atteints de sténose aortique sévère.

Bien que la tomodensitométrie cardiaque soit la norme de référence pour le bilan des candidats TAVI programmés pour une investigation de la racine aortique1,2, les artefacts de mouvement réduisent la précision du dimensionnement de l'anneau aortique et ont un impact direct sur les résultats du patient après la procédure TAVI2,7,8,9. À la suite de l'évaluation de la dispersion entre les deux reconstructions en ce qui concerne le dimensionnement de l'anneau aortique, SSF2 était significativement plus petit que la norme, indépendamment de la fréquence cardiaque ou de l'intervalle RR des patients. Pour la planification TAVI, nous avons toujours tendance à utiliser l'imagerie systolique pour les mesures2,4,30,31 et l'anneau aortique semble être mieux délimité lorsque SSF2 est utilisé. Par conséquent, SSF2 peut contribuer à améliorer la précision du dimensionnement de l'anneau aortique.

Lors de l'implantation à base de cathéter, en particulier de la prothèse expansible par ballonnet, il est important d'utiliser une projection fluoroscopique qui fournit une vue orthogonale exacte sur le plan annulaire aortique2,8,9. Parce que CT offre un ensemble de données 3D, il permet l'identification des angles de projection appropriés qui fourniront une vue orthogonale sur le plan de la valve aortique38,39. D'autres1,2 ont rapporté que les angles appropriés peuvent être prédits à partir des tomodensitogrammes cardiaques pré-TAVI lorsque des programmes logiciels automatisés dédiés sont utilisés. Cependant, cela n'est possible que si le plan de la valve aortique est défini avec précision sur le scanner39,40. Comme SSF2 a délimité avec précision l'anneau aortique, son application peut entraîner un traitement automatique plus précis des images CT pour TAVI.

La dysfonction rénale étant relativement fréquente chez les patients âgés programmés pour un TAVI, un protocole à faible contraste est recommandé41. La reconstruction SSF2 peut être appropriée chez les candidats TAVI présentant un dysfonctionnement rénal, car elle améliore non seulement la qualité de l'image, mais réduit également la nécessité d'une nouvelle numérisation.

Pour éviter l'impact potentiel de la reconstruction SSF2 sur les mesures quantitatives de l'ERD, nous avons mesuré le nombre CT dans l'aorte ascendante, le bruit d'image et le CNR sur les images reconstruites SSF2. Nous avons constaté que le CNR était équivalent entre les scans soumis à une reconstruction standard ou SSF2, quelle que soit la fréquence cardiaque des patients, confirmant que SSF2 ne corrigeait que les artefacts de mouvement et qu'il n'affectait pas les autres paramètres.

Notre étude comporte certaines limites. Premièrement, notre population d'étude était relativement petite et notre enquête était basée sur des expériences monocentriques. Deuxièmement, parce que nous n'avions pas de norme de référence telle que les échocardiographes transœsophagiens pour tous les patients, notre capacité à déterminer si la qualité d'image de l'anneau aortique jugée subjectivement améliore la précision des mesures. Troisièmement, nous n'avons évalué que les différences entre deux algorithmes de reconstruction appliqués sur le même scanner et nous n'avons pas comparé nos résultats avec ceux obtenus, par exemple, sur des scanners à double source. Enfin, des études supplémentaires sont en cours pour déterminer si la robustesse de la reconstruction SSF2 permet d'abaisser la plage de rembourrage prédéfinie avant le balayage, minimisant ainsi la dose de rayonnement requise.

En conclusion, nos résultats suggèrent que l'algorithme SSF2 était supérieur à la reconstruction standard car il améliorait la qualité de l'image et réduisait les artefacts de mouvement, en particulier chez les patients ayant une fréquence cardiaque élevée ou un intervalle RR de 40 %. Ces résultats peuvent aider SSF2 à améliorer la précision du dimensionnement de l'anneau aortique avant le TAVI ("Informations supplémentaires").

Toutes les données pertinentes se trouvent dans le manuscrit principal.

Battements par minute

Tomodensitométrie

Rapport contraste/bruit

Distance de montée du bord

Reconstruction multiplanaire

Région d'intérêt

Écart-type

Gel de l'instantané

Implantation transcathéter de valve aortique

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Département de radiologie, Hôpital universitaire d'Hiroshima, 1-2-3 Kasumi, Minami-ku, Hiroshima, Japon

Yoriaki Matsumoto, Chikako Fujioka, Kazushi Yokomachi, Nobuo Kitera, Eiji Nishimaru et Masao Kiguchi

Département de radiologie diagnostique, École supérieure des sciences biomédicales et de la santé, Université d'Hiroshima, 1-2-3 Kasumi, Minami-ku, Hiroshima, Japon

Toru Higaki, Ikuo Kawashita, Fuminari Tatsugami, Yuko Nakamura et Kazuo Awai

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Correspondance à Yoriaki Matsumoto.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

Matsumoto, Y., Fujioka, C., Yokomachi, K. et al. Évaluation de l'algorithme de correction du mouvement du cœur entier de deuxième génération (SSF2) utilisé pour démontrer l'anneau aortique sur le scanner cardiaque. Sci Rep 13, 3636 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-30786-7

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Reçu : 21 août 2022

Accepté : 01 mars 2023

Publié: 03 mars 2023

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-023-30786-7

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