Conversion du signal et mesure de l’AIF
5.4. Discussion générale et conclusion sur le chapitre
Ce chapitre a présenté les problématiques liées à la conversion du signal en concentration d’agent de contraste pour la quantification de l’IRM de perfusion cardiaque. La principale problématique de cette étape concerne la conversion du signal provenant des compartiments vasculaires. La perte de linéarité Signal | [CA] au-dessus d’un certain seuil de concentration d’AC rend l’étape de conversion moins robuste aux variations de signaux induites par le SNR et plus sensibles aux variations des paramètres d’acquisition lors du jeu des RF et gradients. De plus, les phénomènes de saturation de signal observés à hautes valeurs de [CA] couplés aux effets de T2* aboutissent à des erreurs d’estimation de l’amplitude maximale du signal de rehaussement vasculaire (AIF). Deux principales techniques d’acquisition existent aujourd’hui pour répondre à cette problématique la technique Dual-Sequence et la technique dual bolus. Ces techniques ont été présentées mais ne pouvant être mis en œuvre dans le cadre de cette thèse, nous avons proposé une nouvelle solution de correction des erreurs d’estimation du rehaussement maximal l’AIF. Cette méthode a été caractérisée par simulation et testée sur 16 sujets. L’étude de simulation montre que l’utilisation de l’algorithme proposé permet de garantir des erreurs d’estimation de Ve inférieur à 5% ce qui est notre objectif final dans l’estimation de ce paramètre, potentiel biomarqueur de fibrose cardiaque diffuse. Cependant, même si ce chapitre a traité des principales difficultés et solutions proposées pour la conversion du signal en concentration d’agent de contraste, certains points non traités doivent cependant être discutés avant de finaliser ce chapitre.
5.4.1. Relaxivité
La valeur de la relaxivité est donnée par la fiche technique de l’AC du laboratoire l’ayant conçu. Il s’agit d’une valeur de relaxivité mesurée in vitro à différents champs B0
pour une température et une concentration d’albumine sérique humaine (ASH) données. La relaxivité est en fait une valeur complexe à mesurer tant elle dépend de plusieurs facteurs tels que la température, le champ magnétique ou encore la présence de macromolécules dans l’environnement de l’AC [41], [213]. De ce fait, les valeurs réelles de relaxivité peuvent varier au regard de celles données par l’industriel selon les sites, la méthode de mesure ou encore selon les conditions environnementales in vivo. On peut trouver dans la littérature plusieurs mesures de la relaxivité des agents de contraste utilisés en milieu clinique. En 2005, Rohrer et al. [214] comparent les relaxivités de plusieurs agents de contraste, dont le Gd-DOTA, dilués dans différents solvants à 37°C et à plusieurs champs B0. Ils rapportent une relaxivité pour le Gd-DOTA mélangé à du plasma de bovin de 3,5 mmol.s-1 à 3T. Noebauer-Huhmann et al. [215] présentent en 2010 pour la première fois dans la littérature des mesures de relaxivité du Gd-DOTA dans du sang total humain maintenu à 37°C à 3T. Ils trouvent une valeur de 3,3mmol.s-1. Cependant cette étude était limitée par le faible nombre d’échantillons (n = 6) permettant la mesure de la relaxivité. En 2015, Shen et al. [216] complètent ces investigations et rapportent une mesure de la relaxivité moyenne du Gd-DOTA dans du sang total humain égale à 3,4mmol.s-1 à 3T, 37°C. L’ensemble des valeurs de relaxivité du Gd-DOTA retrouvées dans la littérature est synthétisé dans le Tableau 13. On constate des mesures
de relaxivité très homogènes et l’on peut considérer une valeur de r1 = 3,4 mmol.s-1 comme suffisamment fiable au regard des données constructeur et de la littérature.
Tableau 13: Tableau des valeurs de relaxivité du Gd-DOTA rapportés dans la littérature
Gd-DOTA Solvant Température Champ
B0
r1 (mmol.s-1) Guerbet fiche
technique Eau + ASH 37°C 3T 3.4
Roher et al. [214] Sérum Bovin 37°C 3T 3.5
Noebauer-Huhmann et al.
[215]
Sang total 37°C 3T 3.3
Shen et al. [216] Sang total 37°C 3T 3.4
L’influence de la présence de macromolécules dans le compartiment de mélange de l’agent de contraste sur sa relaxivité justifie en partie [213] le changement de relaxivité d’un tissu à un autre. Ce phénomène peut devenir problématique si la relaxivité de l’AC varie de façon trop importante entre le compartiment plasmatique et le compartiment extravasculaire extracellulaire. De plus, sachant l’influence de la présence des macromolécules sur la relaxivité du Gd-DOTA, il peut être intéressant de se questionner sur la réelle valeur de la relaxivité dans un tissu fibreux, i.e. envahi de fibres de collagène en comparaison à un tissu sain ou au compartiment plasmatique. Ces questions présentent une des limitations de la quantification de la perfusion lors de la conversion du signal ou plutôt des valeurs de T1 en concentration d’agent de contraste. Il est donc justifié de se questionner sur l’effet d’un biais de la valeur de r1 sur l’estimation des courbes de concentration et par extension sur l’estimation des paramètres pharmacocinétiques. Schabel et Parker, ont étudié l’impact d’une erreur absolue de relaxivité sur l’estimation des courbes de concentration [217]. Le biais de r1 étant linéaire pour des concentrations non élevées (e.g. pic d’AIF), il en résultera majoritairement une erreur d’échelle des courbes de concentration d’AC. Ces erreurs sont limitées lorsque la valeur de relaxivité choisie est invariante. Dans son manuscrit de thèse, Garpebring [218] rappelle également que la relation liant la concentration plasmatique Cp et Ct étant linéaire, l’impact d’une variation absolue de la valeur de relaxivité sur l’estimation des paramètres pharmacocinétiques est limité. On peut donc supposer qu’une estimation biaisée de la relaxivité a un effet limité sur l’estimation des paramètres pharmacocinétiques et n’empêche pas leur traitement statistique.
5.4.2. Mesures du T
10La conversion du signal repose en partie sur la connaissance a priori de la valeur du T1 avant injection du tissu étudié (sang ou myocarde dans notre cas). Or, la mesure juste et précise du T1 du sang ou myocardique relève d’un défi important et difficile à relever en milieu cardiaque. La méthode de cartographie T1 la plus utilisée en examen cardiaque étant la méthode MOLLI, nous avons utilisé les valeurs de T10 sanguin mesurées avec cette technique pour la conversion du signal en concentration d’agent de contraste des fantômes et des 16 AIF mesurées sur patients. Cette méthode est connue pour avoir des mesures du T1 précises mais est susceptibles de sous-estimer les hautes valeurs de T1 en particulier pour les longs T1, même si la correction LookLocker du T1* proposée par Deichman en 1992 [219] permet d’atténuer ces phénomènes de sous-estimation liés à l’acquisition LookLocker [107]. Une erreur d’estimation du T10 conduit à une erreur d’amplitude des courbes de concentration en agent de contraste. Ceci ne constitue pas un problème si le taux d’erreur d’estimation est le même pour les hautes valeurs de T1 du sang et les valeurs de T1 du myocarde sain ou fibrosé. Or, comme le rappellent les revues de littérature de Taylor et al. de 2016 [6] ou Everett et al. de 2016 [8], la technique MOLLI jouit d’une reproductibilité accru aux regard des autres techniques de mesures. Il est également rappelé notamment dans les recommandations cliniques de la SCMR de 2017 [220], la faible variation de T1 natif entre un myocarde sain et un tissu myocardique infiltré de fibrose. Il s’agit d’ailleurs de la raison pour laquelle la recherche d’autres biomarqueurs d’imagerie (ECV, perfusion, perméabilité) demeure très active et est à l’origine de l’écriture de cette thèse. On peut donc supposer une faible différence d’erreur de justesse d’estimation entre un tissu sain et un tissu fibrosé, induisant donc sinon aucun biais, une différence négligeable d’erreur d’évaluation du T1 et donc de conversion du signal entre ces deux types de tissu. S’agissant, de la mesure du T10 du sang, une stratégie consiste à considérer le T1 du sang comme suffisamment stable pour utiliser une valeur de littérature ou de population afin de réduire les erreurs de reproductibilité, comme nous l’avions évoqué dans la section 5.1.3. 107. Cette méthode néglige les variabilités inter individu des constituants du sang, comme l’hématocrite, qui peuvent influer le T1 du sang. Dans l’étude proposée sur l’AIF, le T1 natif du sang était mesuré pour chaque individu. Ce choix est basé sur la reproductibilité prouvée de la méthode MOLLI comme expliqué précédemment. La valeur du T1 moyen ± SD du sang était de 1907,0 ± 81,6 ms, en cohérence avec les valeurs trouvées dans la littérature pour des mesures de T1 MOLLI, à 3T [221], [222]. Nous pouvons donc attendre des résultats reproductibles en termes de précision de mesure du T1 et fiables par rapport aux données de la littérature concernant les mesures de T10 du myocarde et du sang avec notre méthode. Enfin, la méthode de T1 et la mesure de rehaussement de signal repose sur une hypothèse d’échange rapide des molécules d’eau entre les compartiments permettant, dans le cas de la mesure du T1 par exemple, une analyse mono-exponentielle du signal d’un voxel. Nous considérons également que cette hypothèse est vérifiée dans notre cas.