Détermination des fractions d'éjection et des débits cardiaques par ...

Détermination des fractions d'éjection et des débits cardiaques par tomoventriculographie isotopique
Détermination des fractions d'éjection et des débits
cardiaques par tomoventriculographie isotopique :
méthodologie et validation clinique
D. MARIANO-GOULART, V. BOUDOUSQ, M.C. EBERLE, H. COLLET, F. COMTE, M. ROSSI
CHU Lapeyronie - Service de Médecine Nucléaire - Montpellier
1. Introduction
L’idée de profiter d’une acquisition tomographique en ventriculographie
isotopique date de 1980. Elle est donc aussi
vieille que l’avènement commercial de la tomographie d’émission
(1). Dès cette époque, l’intérêt de la tomo-ventriculographie
avait été mis en évidence non seulement dans l'évaluation
des fractions d’éjection, des volumes ventriculaires
et des mouvements pariétaux, mais aussi dans la détection
de faisceaux de Kent, à l’aide d’une analyse de phase (1-
17,20). Ces résultats encourageants et les progrès constants
de l’outil informatique conduisaient ainsi les auteurs d’un
éditorial à prédire, en 1989, la généralisation imminente de la
tomographie cavitaire en pratique clinique de routine (18).
Cinq ans plus tard, un autre éditorial, moins optimiste, déplorait
la faible diffusion des techniques de tomographie
cavitaires en routine (19). Les causes de cette situation étaient
alors analysées : temps de calcul et d’acquisition excessifs,
quantité importante de données et absence de logiciels spécifiques
de traitement des images tomographiques. Même si
ce dernier point avait pu être partiellement contourné par
l’utilisation de "coupes épaisses", afin de se ramener à une
analyse de phase planaire (21), les objections évoquées
n’étaient pas négligeables.
La décennie qui vient de s’écouler a été marquée par le développement,
l’évaluation et la généralisation en routine clinique
de logiciels permettant l’analyse de tomo-scintigraphies
myocardiques synchronisées à l’électrocardiogramme.
Ce succès démontre clairement que les temps de calcul ou
d’acquisition, tout comme la quantité de données à traiter
ne sont plus des obstacles à l’utilisation en routine de tomoscintigraphies
myocardiques (ou cavitaires) synchronisées
à l’électrocardiogramme. Les logiciels développés à des fins
d’analyse de tomo-scintigraphies myocardiques synchronisées
se sont révélés utiles du point de vue de l’étude de
l’épaississement systolique myocardique. De même, les calculs
de fractions d’éjection systolique gauche à l’équilibre
ont été validés sur de larges populations et de nombreuses
études (22-26). En revanche, ces méthodes se sont montrées
décevantes en matière d’évaluation du débit cardiaque
à l’équilibre (27,28), même si les volumes télé-diastolique
et télé-systolique sont mesurés avec une reproductibilité
satisfaisante (29-30).
Revue de l'ACOMEN, 2000, vol.6, n°1
69
De plus, du fait des traceurs utilisés, les techniques scintigraphiques
myocardiques ne permettent pas l’étude fonctionnelle
du ventricule droit. En dépit d’un intérêt clinique
bien établi, aucune méthode ne permettait en routine l’évaluation
fonctionnelle du ventricule droit à l’équilibre. L’utilisation
d’acquisitions tomographiques en ventriculographie
isotopique constitue donc une alternative qui, sans nécessiter
de modélisation, est susceptible de pallier les limitations
des scintigraphies myocardiques en permettant une
évaluation fiable et reproductible de la fonction ventriculaire
droite et gauche à l’équilibre (fraction d’éjection, débits,
cinétique segmentaire...).
L’article qui suit se propose de présenter de façon aussi
simple et didactique que possible les concepts et les méthodes
utilisés pour construire un logiciel de segmentation permettant
d’accéder dans des conditions de routine clinique à
une analyse quantitative de tomo-ventriculographies isotopiques
synchronisées à l’électrocardiogramme. Les études
de validation réalisées en matière de calcul de fractions d’éjection
systoliques droite et gauche à l’équilibre seront présentées,
ainsi que nos premiers résultats concernant l’évaluation
à l’équilibre des débits ventriculaires (à droite et à
gauche).
2. Matériel et méthodes
2.1. Protocole d'acquisition et de validation
Les acquisitions scintigraphiques ont été réalisées à l’aide
d’une gamma-caméra double-tête (Sopha DST) et utilisant
des collimateurs LEAP. Les ventriculographies planaires
sont acquises sur une matrice 64x64 après agrandissement
de 2. L’échantillonnage temporel est choisi à 16 images par
cycle cardiaque avec une fenêtre de 10 % R-R. La taille du
pixel est de 3.4 mm.
Les acquisitions au premier passage sont réalisées en incidence
oblique antérieure droite 15°. Les ventriculographies
planaires à l’équilibre sont acquises dans l’incidence oblique
antérieure gauche qui permet de dégager au mieux le
septum. Pour chaque échantillon temporel, 250 kcoups sont
acquis.

D. MARIANO-GOULART, V. BOUDOUSQ, M.C. EBERLE, H. COLLET, F. COMTE, M. ROSSI
Les tomo-ventriculographies sont obtenues à l’aide de 32
projections 64x64 sur 180° acquises pendant 1 minute (d’oblique
antérieur droit à oblique postérieur gauche). Un agrandissement
de 2 est appliqué. L’échantillonnage temporel est
choisi à 8 images par cycle avec une fenêtre de 10 % R-R. La
taille du voxel est de 0,09 mL. Les acquisitions sont réalisées
en double fenêtre énergétique de manière à permettre une
correction soustractive du rayonnement diffusé (31). Les
fenêtres d’acquisition sont centrées sur 140 keV (+/- 10% )
et 108 keV (+/- 15%). Un mouvement éventuel du patient est
automatiquement détecté puis corrigé (32-34). Pour chaque
échantillon temporel, 16 coupes horizontales sont enfin reconstruites
à l’aide d’un algorithme de rétroprojection filtrée
intégrant une correction de la réponse impulsionnelle
de la γ-caméra (35). Les coupes horizontales reconstruites
puis réorientées sont alors exploitées par le logiciel d’analyse
que nous proposons et qui fait l’objet de cet article (36).
Pour les différentes études de validation, les protocoles utilisés
sont précisés ci-dessous.
2.1.1. Validation des fractions d’éjection
Les fractions d’éjection obtenues par tomo-ventriculographie
isotopique seront comparées à celles obtenues par ventriculographie
isotopique planaire au premier passage (pour la
fraction droite) ou en incidence oblique antérieure gauche à
l’équilibre (pour la fraction gauche).
Après marquage in-vitro, un bolus de 1 mL correspondant à
407-518 MBq (11-14 mCi) d’hématies est injecté. L’injection
du bolus est suivie d’une injection rapide de 20 mL de sérum
physiologique. Dès la fin de l’acquisition au premier passage,
333 à 407 MBq (9-11 mCi) d’hématies marquées sont
injectées et l’acquisition ventriculographique planaire
débutte. Elle est immédiatement suivie de l’acquisition
tomographique.
56 patients (81% d’hommes, 19% de femmes) d’âge moyen
65 ans (11-84 ans) ont été inclus dans l’étude de façon prospective.
Parmi ces patients, 9 études au premier passage
n’ont pu être exploitées en raison d’une mauvaise voie
d’abord veineux ou d’un bolus trop dilué. Tous les patients
inclus étaient hospitalisés dans un service de cardiologie.
Les pathologies étudiées étaient principalement des cardiopathies
ischémiques (41%) et hypertensives (4%) ou des
cardiomyopathies non obstructives (31%). Les autres motifs
d’hospitalisation concernaient diverses cardiopathies
(obstructive, lupique, alcoolique, post-anthracycline) et une
dysplasie arythmogène du ventricule droit . La variabilité
inter-opérateur des mesures a été évaluée sur les 30 premiers
patients inclus dans l’étude.
2.1.2. Valeurs normales de la fraction d’éjection droite à
l’équilibre
Le protocole d’acquisition est identique à celui décrit précédemment
à deux différences près : pour cette seconde étude,
le marquage des hématies a été réalisé in-vivo et l’étude au
premier passage n’était pas enregistrée. 30 patients ont été
inclus de façon prospective. Il s’agissait de patients sans
70
antécédent cardio-vasculaire d’aucune sorte, adressés en
médecine nucléaire pour une ventriculographie isotopique
de référence avant de débuter une chimiothérapie cardiotoxique.
2.1.3. Validation des débits cardiaques à l’équilibre
Cette troisième étude est en cours et les résultats préliminaires
présentés ne sont que partiels. Elle consiste à comparer
les mesures de débits cardiaques à l’équilibre, mesurés soit
sur le ventricule gauche soit sur le ventricule droit, aux résultats
obtenus au prix d’un cathétérisme droit. 13 patients
ayant bénéficié d’un cathétérisme cardiaque droit avec dix
mesures successives du débit cardiaque par thermodilution
ont été inclus de façon prospective. Le jour du cathétérisme,
ces patients issus d’un service de cardiologie ont été adressés
en médecine nucléaire pour une tomo-ventriculographie
isotopique, selon le protocole décrit précédemment. Le marquage
des hématies a été réalisé in-vitro. L’étude au premier
passage n’a pas été enregistrée.
2.2. Segmentation de tomoventriculographies
isotopiques
Etape souvent indispensable à toute analyse d’image, la
segmentation consiste à détecter les pixels qui marquent la
frontière des objets individualisables au sein d’une image.
Le choix de telle ou telle méthode de segmentation est généralement
inspiré par la nature du problème à résoudre (37).
En ce qui concerne l’analyse de coupes de ventriculo-graphies
isotopiques, aucune information de texture ne permet
de discriminer une cavité cardiaque. Les techniques de segmentation
associées à une approche "région" sont donc a
priori peu indiquées. La présence de bruit et/ou le lissage
nécessaire des images ventriculographiques n’invite pas non
plus à utiliser des techniques de seuillage, les gradients morphologiques
ou les méthodes dérivatives. Enfin, la quantité
importante d’information à traiter exclut probablement les
méthodes surfaciques de segmentation, l’utilisation de contours
actifs ou de champs de Markov. Ces considérations
nous ont amené à rechercher, parmi les outils proposés par
la morphologie mathématique, une technique adaptée à la
segmentation de tomo-ventriculographies isotopiques (38-
41).
2.2.1. Définitions et notions de morphologie mathématique
- Squelette : Le squelette d’un ensemble X, de frontière δX,
est l’ensemble des points s de X pour lesquels la distance
euclidienne de s à la frontière δX est atteinte au moins en
deux points distincts, x et x’, de cette frontière :
Sq(X)
δ X
X
x
s
x'
- FIGURE 1 -
Revue de l'ACOMEN, 2000, vol.6, n°1

Détermination des fractions d'éjection et des débits cardiaques par tomoventriculographie isotopique
Pour notre propos, l’ensemble X représentera par exemple,
sur une coupe de ventriculographie isotopique, les pixels
appartenant aux différentes structures cardiaques.
- Squelette par zones d’influences (SKIZ) :Une zone d’influence
est l’ensemble des points plus proches d’un objet
(des frontières d’un ensemble) que de tous les autres objets.
Un squelette par zones d’influences est l’ensemble des
pixels d’une image qui n’appartiennent à aucune zone d’influence.
SKIZ
Revue de l'ACOMEN, 2000, vol.6, n°1
X
- FIGURE 2 -
On peut montrer que le squelette par zone d’influence d’une
image est contenu dans le squelette du complémentaire de
cette image : SKIZ (X) ⊂ Sq(x c ), (on rappelle que l’image
complémentaire est construite en remplaçant chaque valeur
de pixel f(i,j) par la valeur maximale des pixels dans l’image
moins f(i,j)).
Sq X
c
- FIGURE 3 -
Sq X c
- Ligne de partage des eaux : D’un point de vue intuitif, il
est possible de concevoir une ligne de partage des eaux
comme une "ligne de crêtes", c’est-à-dire comme le lieu des
points d’où une goutte d’eau peut ruisseler vers au moins
deux minima locaux différents. Ce type de ligne peut en particulier
être construit sur une image, sur son complémentaire,
sur une image de gradient...
Minima
LPE
- FIGURE 4 -
Une ligne de partage des eaux appliquée au complémentaire
d’une image scintigraphique est un outil permettant de tra-
71
cer des "régions d’intérêt" regroupant au mieux tous les
pixels dont l’activité provient d’une cavité cardiaque donnée.
Cette segmentation "fonctionnelle" ne prétend pas se
superposer exactement aux structures anatomiques (par
exemple, la ligne de partage des eaux qui séparera deux ventricules
passera quelque part au sein du septum). L’outil que
nous utiliserons permettra donc d’analyser au mieux des
comptages de radioactivité provenant d’une cavité cardiaque
donnée, sans que le nombre de pixels (ou de voxels)
inclus dans une région segmentée soit lié de façon précise à
la surface ou au volume de cette région.
- FIGURE 5 -
Les algorithmes de construction d’une ligne de partage des
eaux sont nombreux : algorithme d’immersion, algorithme de
Lantuéjoul, algorithmes basés sur des files d’attente, amincissements
homotopiques... Le premier algorithme cité à été
utilisé pour définir une région d’intérêt ventriculaire gauche
et permettre ainsi une analyse automatique de ventriculographies
isotopiques planaires (42). Pour des raisons de
temps de calcul, cette technique n’est pas utilisable en tomoventriculographie
isotopique, surtout si une utilisation en
routine clinique est recherchée. Des critères de simplicité,
de vitesse d’exécution et de précision, nous ont conduit à
préférer l’utilisation d’amincissements homotopiques pour
construire une ligne de partage des eaux.
2.2.2. Algorithme de construction d’une ligne de partage
des eaux
Cette construction procède en deux étapes : le squelette du
complémentaire de l’image à traiter est crée à l’aide d’amincissements
homotopiques successifs. La ligne de partage
des eaux est ensuite déduite de ce squelette à l’aide d’une
procédure d’ébarbulage (43).
- Construction d’un squelette par amincissements homotopiques.
Les amincissements homotopiques sont réalisés
successivement dans les 8 directions disponibles au voisinage
d’un pixel de l’image complémentaire de la coupe à
segmenter.
Dans une direction horizontale, il s’agit de vérifier que la
valeur du pixel en cours de traitement est plus grande que
celle de chacun des 3 pixels voisins sur la colonne précédente,
puis de vérifier que cette valeur est plus petite que
celle de chacun des 3 pixels voisins sur la colonne suivante.
Dans ces conditions, la valeur du pixel en cours de traitement
est remplacée par la plus grande des valeurs des 3
pixels voisins sur la colonne précédente (Figure 6). Intuitivement,
si l’on considère une image comme une surface to-

D. MARIANO-GOULART, V. BOUDOUSQ, M.C. EBERLE, H. COLLET, F. COMTE, M. ROSSI
pographique où les niveaux de gris sont assimilés à des
altitudes, cette opération aura pour effet de "raboter" les
falaises. Réalisée successivement dans toutes les directions
et poursuivie jusqu’à stabilisation (idempotence), les amincissements
laisseront inchangés les pixels appartenant aux
lignes de crêtes. La valeur de pixel minimale dans une région
isolée par une ligne de crête sera affectée aux autres pixels
de cette région. Formellement, on a donc :
f max = Max [f(i-1,j-1) ; f(i-1,j) ; f(i-1,j+1)]
f min = Min [f(i+1,j-1) ; f(i+1,j) ; f(i+1,j+1)]
(f o L )(i,j) = f 1 max
(f o L )(i,j) = f(i,j)
1
sinon en notant symboliquement :
j-1
j
j+1
i-1
si f max < f(i,j) ≤ f min
i
L1
⎛1
⎜
= ⎜1
⎜
⎝1
i+1
.
−1
.
−1⎞
⎟
−1⎟
−1⎟
⎠
- FIGURE 6 -
- Construction de la ligne de partage des eaux par ébarbulage.
La suppression des lignes de crêtes non fermées
permet de passer du squelette de l’image complémentaire à
une ligne de partage des eaux. Cette opération est réalisée à
l’aide d’une nouvelle série d’amincissements homotopiques
réalisés dans les 8 directions de la trame et poursuivis jusqu’à
stabilisation. Ces amincissements sont effectués à l’aide
de la configuration de voisinage suivante :
E1
⎛ .
⎜
= ⎜1
⎜
⎝ .
1
−1
.
. ⎞
⎟
1⎟
. ⎟
⎠
c'est à dire :
(f o E 1 )(i,j) = f max si f max = Max (f(i-1,j) ; f(i,j-1) ; f(i+1,j)) < f(i,j)
(f o E 1 )(i,j) = f(i,j)
2.2.3. Calcul des fractions d’éjection et des débits à l’équilibre
Les outils que nous venons de mettre en place nous permettent
désormais de détailler le logiciel développé afin d’analyser
des tomo-ventriculographies isotopiques synchronisées
à l’électrocardiogramme. Ce dernier a été programmé
sous UNIX en langage C à l’aide des bibliothèques X11 et
MOTIF. Il est donc directement utilisable sur toute station
72
de travail et adaptable simplement sur tout ordinateur disposant
d’un compilateur C.
Un seuil (fixé à 30% de la valeur maximale des pixels constituant
le troisième échantillon temporel) est appliqué de manière
à exclure du traitement les structures non vasculaires
et à limiter les structures vasculaires à l’extérieur. Le complément
de chaque coupe est calculé, puis les amincissements
décrits ci-dessus sont appliqués jusqu’à stabilisation. Une
fois la ligne de partage des eaux calculée, un contrôle de
qualité automatique permet de corriger d’éventuelles sur ou
sous segmentations des cavités cardiaques. Cette correction
repose sur un principe de cohérence du nombre d’objets
segmentés sur une coupe et sur ses deux coupes adjacentes.
Ainsi, par exemple, lorsque N objets sont segmentés
sur les coupes k-1 et k+1 alors que N+1 le sont sur la coupe
k, le programme considère qu’une sur-segmentation a été
réalisée sur cette coupe. A l’aide des centres de gravité des
divers objets segmentés sur la coupe k, les deux objets sursegmentés
sont localisés puis fusionnés. Pour chaque
échantillon temporel, le résultat final de la segmentation automatique
est alors présenté à un médecin nucléaire qui procède
à un contrôle de qualité et dispose de la possibilité de
corriger d’éventuelles erreurs de segmentation de façon semiautomatique,
à l’aide des frontières issues d’une coupe adjacente.
Ce médecin choisit enfin les coupes horizontales
limites entre lesquelles il souhaite évaluer le nombre de coups
présents dans chaque ventricule. En pratique, cette intervention
du médecin nucléaire est généralement limitée aux
instants 3,4,8 et 1 parmi lesquels on recherche respectivement
les temps télé-systolique et télé-diastolique. Le logiciel
détermine alors automatiquement les fractions d’éjection
systoliques à l’équilibre, les volumes d’éjection systoliques
et les débits (en litre/minute). Toutes ces mesures
sont évaluées à partir du nombre total de coups comptés
dans chaque ventricule en télé-diastole et en télé-systole.
Ce calcul n’est en aucune façon fondé sur le nombre de
pixels inclus dans chaque ventricule (ce qui n’aurait aucun
sens compte tenu du fait que la segmentation utilisée n’est
pas de nature anatomique au sens strict). Les mesures obtenues
ne sont donc pas significativement sensibles au seuil
utilisé en début de traitement.
Un exemple présentant les différentes étapes du processus
de segmentation utilisé est présenté en Figure 7.
3. Résultats
Pour des patients dont le rythme cardiaque est régulier, les
temps d’acquisition des projections sont de l’ordre de 20
minutes. Le temps nécessaire à la reconstruction des coupes
et à l’analyse des fractions d’éjection et des débits est
de l’ordre de 10 minutes.
En pratique, le nombre de coupes nécessitant une correction
semi-automatique décidée par le médecin nucléaire est
Revue de l'ACOMEN, 2000, vol.6, n°1

Détermination des fractions d'éjection et des débits cardiaques par tomoventriculographie isotopique
de l’ordre de 8% (ce qui correspond à 5 coupes par patient si
l’on se contente d’effectuer le contrôle sur 4 échantillons
temporels).
La variabilité inter-opérateur a été mesurée sur 30 cas dans
le cadre de la détermination des fractions d’éjection systoli-
Revue de l'ACOMEN, 2000, vol.6, n°1
73
que. Exprimée sous la forme d’un coefficient de variation,
elle s’élève à 4,6 % pour le ventricule gauche et 6,7 % pour le
ventricule droit.
Un exemple de coupes horizontales segmentées est présenté
en Figure 8.
- FIGURE 7 -
Etapes du processus de segmentation présentant de gauche à droite et de haut en bas l’image initiale, son complément,
le squelette du complément, la ligne de partage des eaux, sa complémentation et le résultat final
- FIGURE 8 -
Coupes horizontales segmentées en télé-diastole (gauche) et télé-systole (droite).
Les coupes sont présentées de haut en bas, en "vue de dessous".

D. MARIANO-GOULART, V. BOUDOUSQ, M.C. EBERLE, H. COLLET, F. COMTE, M. ROSSI
3.1. Fraction d'éjection systolique à l'équilibre
Une régression linéaire simple est calculée entre les mesures
de fractions d’éjection obtenues par tomo-ventriculographie
isotopique et celles obtenues soit par ventriculographie planaire
en incidence oblique antérieure gauche (pour la fraction
gauche) soit par mesure isotopique au premier passage
(pour la fraction droite).
Pour le ventricule gauche, la régression obtenue sur 56 patients
met en évidence un coefficient de corrélation de 0,97
(p

Effectif
8
7
6
5
4
3
2
1
0
Détermination des fractions d'éjection et des débits cardiaques par tomoventriculographie isotopique
F.E.S Droites : Valeurs normales en tomographie
Moyenne = 63,5 % ; écart-type = 5,1 % ; ES = 0,9 %
55 57 59 61 63 65 67 69 71 73
Fraction d'éjection systolique droite (%, +/-1%)
- FIGURE 13 -
3.2. Débit ventriculaire à l’équilibre
Une régression linéaire simple est calculée entre les mesures
de débit obtenues par tomo-ventriculographie isotopique et
les débits moyens obtenus sur dix thermodilutions à l’aide
d’un cathétérisme droit.
Lorsque les mesures isotopiques sont effectuées sur le ventricule
gauche, les résultats obtenus concernent 11 patients
sur les 13 initialement inclus. Les deux patients exclus de
l’analyse l’ont été en raison d’une insuffisance mitrale de
grade III ou IV. Dans ces deux cas, les mesures de débit
obtenues par tomo-ventriculographie isotopique sur le ventricule
gauche se sont révélées nettement supérieures à celles
obtenues par cette technique sur le ventricule droit ou à
celles mesurées par thermodilution. La régression obtenue
sur ces 11 patients met en évidence un coefficient de corrélation
de 0,95 (p

D. MARIANO-GOULART, V. BOUDOUSQ, M.C. EBERLE, H. COLLET, F. COMTE, M. ROSSI
DÉBIT DROIT EN TMUGA (L/MIN)
Différence (l/min)
MESURES ISOTOPIQUES DE DÉBIT SUR LE VENTRICULE DROIT
6,5
6,0
5,5
5,0
4,5
4,0
3,5
3,0
2,5
2,0
2,0
1,00
0,75
0,50
0,25
0,00
-0,25
-0,50
-0,75
-1,00
2,5
2,5
4. Discussion
D(TMUGA)= 0,87 D(Kt) + 0,54
R=0,91 SE=0,38 p < 0,001
3,0
3,5
Les résultats présentés ont été obtenus tantôt à partir de
marquages in-vitro des hématies (validation des fractions
d’éjection et des débits), tantôt à l’aide de marquages invivo
(normalité de la fraction d’éjection droite). La mise en
place d’une technique de marquage in-vitro nous paraît préférable
mais en aucune façon indispensable à l’utilisation
du logiciel de segmentation présenté dans cet article.
La forte corrélation mise en évidence entre les fractions
d’éjection isotopiques calculées par technique tomographique
et celles évaluées par méthode planaire confirme, sur
une plus vaste population, les résultats publiés dans une
étude récente par Chin (47), à partir de régions d’intérêt ventriculaires
droite et gauche tracées manuellement par un
médecin nucléaire. L’absence de différence significative sur
les fractions mesurées à droite et l’existence au contraire
d’une différence significative à gauche est également confirmée.
Celle-ci trouve très vraisemblablement son origine
dans le fait qu’en ventriculographie gauche planaire, les
4,0
4,5
5,0
DÉBIT PAR CATHÉTÉRISME DROIT (L/MIN)
(moyenne et 2 écarts-types)
3,0
- FIGURE 16 -
Bland-Altman : Débit isotopique droit et cathétérisme
3,5
4,0
4,5
Moyenne (l/min)
- FIGURE 17 -
5,0
5,5
6,0
5,5
6,5
6,0
76
activités télé-systoliques sont surestimées du fait d’une prise
en compte dans la région d’intérêt ventriculaire d’une certaine
activité provenant de l’oreillette gauche. Enfin, les corrélations
obtenues justifient, en tomo-ventriculographie isotopique,
l’utilisation de 8 échantillons temporels seulement.
Une étude complémentaire pourrait être utile pour quantifier
précisément le gain en précision que l’on pourrait attendre
d’un échantillonnage deux fois plus important. Cependant,
un tel choix présentera l’inconvénient, à statistique de comptage
égale, de doubler le temps d’acquisition sous la γ-caméra,
et donc de compliquer significativement les conditions
de réalisation pratique de cet examen.
La variabilité inter-opérateur n’avait pas été estimée dans
l’étude de Chin. Cependant, comme le note cet auteur, le
nombre important d’informations utilisées qualitativement
par le médecin pour tracer de nombreuses régions d’intérêt
est susceptible d’aboutir à une reproductibilité médiocre
des mesures de fraction d’éjection. En ventriculographie
planaire gauche, la littérature rapporte une variabilité interopérateur
variant entre 2 et 3,2 % (48-51). Ces valeurs restent
proches de celles obtenues à l’aide de l’algorithme de
segmentation présenté dans cet article (4,7%). En ce qui
concerne la mesure de la fraction d’éjection systolique droite
au premier passage, cette variabilité est certainement plus
importante mais, à notre connaissance, aucune donnée de la
littérature ne l’a quantifiée de façon précise. L’algorithme
utilisé dans cet article conduit à une variabilité inter-opérateur
de 6,7 % pour la mesure de la fraction d’éjection systolique
droite à l’équilibre. Cette valeur n’est que légèrement
supérieure à celle obtenue à gauche du fait de l’incertitude
(de l’ordre d’une coupe) introduite lorsque le médecin utilisant
le logiciel est amené à choisir la coupe horizontale qui
limite en haut l’infundibulum de l’artère pulmonaire. Contrairement
à ce qui avait été fait dans l‘étude de Chin (47),
nous ne nous sommes pas imposé de définir cette coupe
comme étant celle située une coupe au-dessus de la dernière
image permettant de distinguer le ventricule gauche. Cette
attitude qui permet certes de diminuer la variabilité interopérateur,
est inacceptable en présence d’une dilatation
ventriculaire gauche par exemple. Les mesures de débits
ventriculaires que nous obtenons par tomo-ventriculographie
isotopique semblent tout à fait prometteuses. Avant de
confirmer ces résultats, une population un peu plus étoffée
et une mesure exacte de la reproductibilité de ces mesures
sont nécessaires. Ces études sont en cours. En ce qui concerne
l’évaluation de la fraction d’éjection systolique droite
à l’équilibre, les auteurs de cet article ont adopté la méthode
tomographique en routine clinique depuis 18 mois. Plus de
230 examens de ce type ont été réalisés dans des indications
variées (évaluation pronostique d’une insuffisance cardiaque
gauche, embolies et maladies pulmonaires, infarctus et
dysplasie du ventricule droit...). Ce recul semble aujourd’hui
suffisant pour justifier une diffusion clinique élargie de ces
méthodes d’évaluation à l’équilibre de la fraction d’éjection
systolique droite.
Revue de l'ACOMEN, 2000, vol.6, n°1

Détermination des fractions d'éjection et des débits cardiaques par tomoventriculographie isotopique
5. Bibliographie
1. Moore ML, Murphy PH, Burdine JA. ECG-gated emission computed
tomography of the cardiac blood-pool. Radiology 1980;134 :233-5.
2. Tauxe WN, Soussaline A, Todd-Pokropek A, et al. Determination
of organ volume by single photon emission tomography. J Nucl Med
1982 ;23 :984-7
6. Tamaki N, Mukai T, Ishii Y, et al. Multiaxial tomography of heart
chambers by gated blood-pool emission computed tomography using
a rotating gamma camera. Radiology 1983 ; 147 :547-54
7. Maublant J, Bailly P, Mestas D, et al. Feasibility of gated singlephoton
emission transaxial tomography of the cardiac blood-pool.
Radiology 1983 ; 146 :837-9
8. Barat JL, Brendel AJ, Colle JP, Magimel-Pelonnier V, Ohayon J,
Wynchank S, Leccia F, Besse P, Ducassou D. Quantitative analysis of
left ventricular function using single phoon emission tomography. J
Nucl Med. 1984 ;25 :1167-1174
9. Nichols K, Adatepe MH, Isaacs GH, et al. A new scintigraphic
method fo determining left ventricular volumes. Circulation 1984 ;
70 :672-80
10. Underwood SR, Walton S, Laming PJ, et al. Left ventricular
volume and ejection fraction determined by gated blood pool emission
tomography. Br Heart J 1985 ;53 :216-22
11. Nakajima K, Bunko H, Tada A, et al. Nuclear tomographic phase
analysis localization of accessory conduction pathway in patients
with Wolff-Parkinson-Whote syndrome. Am Heart J 1985; 109:809-
15
12. Corbett JR, Jansen DE, Lewis SE, et al. Tomographic gated blood
pool radionuclide ventriculography : analysis of wall motion and left
ventricular volumes in patients with coronary artery disease. J Am
Coll Cardiol 1985 ;6 :349-58
13. Underwood SR, Walton S, Ell PJ, et al. Gated blood-pool emission
tomography : new technique for the investigation of cardiac structure
and function. Uer J Nucl med 1985 ;10 :332-7.
14. Stadius ML, Williams DL, Harp G et al. Left ventricular volume
determination using single photon emission computed tomography.
Am J Cardiol 1985 ;55 :1185-1191
15. Bunker SR, Hartshorne MF, Schmidt WP, et al. Left ventricular
volume determination by single photon emission computed
tomography. Am J Roentgenol. 1985 ;144 :295-98
16. Caputo GR, Graham MM, Kirk D, et al. Measurement of left
ventricular volume using single-photon emission computed
tomography. Am J Cardiol 1985 ;56 :781-786
17. Gill JB, Moore RH, Tamaki N, et al. Multigated blood-pool
tomography : new method for the assessment of left ventricular
function. J Nucl Med 1986 ;27 :1916-24
18. Ohtake T, Nishikawa J, Machida K, et al. Evaluation of regurgitant
fraction of the left ventricle by gated cardiac blood pool scanning
using SPECT. J Nucl Med 1987 ;28 :19-24.
19. Fischman AJ, Moore RH, Gill JB and Strauss HW. Gated blood
pool tomography : a technology whose time has come. Seminars in
Nuclear Medicine, 1989 ;19/1 :13-21.
20. Corbett JR. Tomographic radionuclide ventriculography :
opportunity ignored ? J Nucl Cardiol 1994 ; 1 :567-700
21. Cerqueira MD, Harp GD, Ritchie JL. Quantitative gated blood
pool tomographic assessment of regional ejection fraction : definition
of normal limits. JACC 1992 ;20 :934-41
22. Itti R, Casset D, Philippe L, Fauchier JP, Cosnay P, Huguet R.
Characterization of right or left ventricular contraction heterogeneity
using Fourier phase analysis. Eur J Nucl med. 1988; 14:196-202
23. De Puey EG, Nichols K, Dobrinsky C. Left ventricular ejection
fraction assessed from gated technetium-99m-sestamibi SPECT. J
Nucl Med. 1993 ;34 :1871-1876
24. Germano G, Kiat H, Kavanagh PB, et al. Automatic quantification
of ejection fraction from gated myocardial perfusion SPECT. J
Nucl Med. 1995 ;36 :2138-2147
25. Barlett ML, Srinivasan G, Craig Barker W, Kitsiou AN, Dilsizian
V, Bacharach SL. Left ventricular ejection fraction : comparaison of
results from planar and SPECT gated blood-pool studies. J Nucl Med.
1996 ;37 :1795-1799
Revue de l'ACOMEN, 2000, vol.6, n°1
77
26. Faber T, Cooke C, Folks R, et al. Left ventricular function and
perfusion from gated SPECT perfusion images : an integrated method.
J Nucl Med. 1999 ;40 :650-659
27. Iskandrian A, Germano G, VanDecker W, et al. Validation of left
ventricular volume measurements by gated SPECT Tc-99m sestamibi
imaging. J Nucl Cardiol. 1998 ;5 :574-578
28. Nichols K, Bergmann SR. Use of perfusion agents to measure
cardiac output. J Nucl Med. 1999 ;40 :1882-1883
29. Mochizuki T, Murase K, Tanake H, et al. Assessment of left
ventricular volume utilizing ECG-gated SPECT with technetium-99m-
MIBI and technetium-99m-tetrofosmin. J Nucl Med.1997;38:53-57
30. Nichols K, Tamis J, DePuey EG, Mieres J, Malhotra S, Rozanski.
Relationship of gated SPECT ventricular functional parameters to
angiographic measurements. J Nucl Cardiol.1998 ;5 :295-303
31. Nichols K, Bergmann SR. Use of perfusion agents to measure
cardiac output. J Nucl Med. 1999 ;40 :1882-1883
32. Jaszczak RJ, Floyd CE, Coleman RE. Scatter compensation techniques
for SPECT. IEEE Trans Nucl Sci 1985 ;32 :786-793
33. Eisner RL, Noever T, Nowak D, Carlson W, Dunn D, Oates J,
Cloninger K, Liberman HA, Patterson RE. Use of cross-correlation
function to detect patient motion during SPECT imaging. J Nucl
Med. 1987 ; 28 :97-101
34. Gekle WJ, Frank LF, Links JM, Becker LC. Correction for patient
and organ movement in SPECT : application to exercise thallium-201
cardiac imaging. J Nucl med. 1988 ;29 :441-450
35. Wallis JW. Use of the selective linogram in cardiac tomography
quality control. J Nucl Cardiol. 1995 ;2 :303-308
36. Xia W, Lewitt RM, Edholm PR. Fourier correction for spatially
variant collimator blurring in SPECT. IEEE Trans Med Imaging.
1995 ;14 :100-115
37. Mariano-Goulart D, Collet H, Kotzki PO, Zanca M, Rossi M.
Semi-automatic segmentation of gated blood pool emission tomographic
images by watershed : application to the determination of right
and left ejection fractions. Eur J Nucl Med 1998 ;25 :1300-1307
38. Cocquerez JP et Philipp S. Analyse d’images : filtrage et segmentation.
Masson.
39. Coster M et Chermant JL. Précis d’analyse d’images. Presses du
CNRS 1989
40. Schmitt M, Mattioli J. Morphologie mathématique. Masson 1994.
41. Serra J. Image analysis and mathematical morphology. London.
Academic press.1982
42. Meyer F. Skeletons and perceptual graphs. Signal processing
1989 ;16 :335-363
43. Pladellorens J, Serrat J, Castell A, Yzuel MJ. Using mathematical
morphology to determine ventricular contours. Phys Med Biol
1993 ;38 :1877-1894
44. Goetcharian V. From binary to grey tone image processing using
fuzzy logic concepts. Pattern Recognition 1979 ;12 :7-15
45. Bland JM, Altman DG. Statistical methods for assessing agreement
between two methods of agreement. Lancet 1986 :307-310
46. Hollis S. Analysis of method comparison studies. JIFCC 1997 ;
9 :8-12
47. Chin BB, Bloomgarden DC, Xia W, et al. Right and left ventricular
volume and ejction fraction by tomographic gated blood-pool
scintigraphy. J Nucl Med. 1997 ;38 :942-948.
48. Heidendal GAK, Bezemer PD, Koopman PAR, den Hollander W,
Teule GJJ, Van der Wall EE. Reproducibility of ejection fraction
measurements by gated equilibrium blood pool scintigraphy. Eur J
Nucl Med. 1983 ; 8 :467-470
49. Okada RD, Kirshenbaum HD, Kushner FG, et al. Observer variance
in the qualitative evaluation of left ventricular wall motion
and the quantitation of left ventricular ejection fraction using rest
and exercise multigated blood pool imaging. Circulation 1980 ;61-
128-136
50. Greenberg BH, Drew D, Botvinick EH, et al. Evaluation of left
ventricular performance by gated radionuclide angiography. Cli Nucl
Med. 1980 ;5 :245-254
51. Pfisterer ME, Ricci DR, Schuler G, et al. Validity of left ventricular
ejection fractions measured at rest and peak exercise by equilibrium
radionuclide angiography using short acquisition times. J Nucl Med.
1979 ;20 :448-490