JULIO GARCIA

NOUVELLES APPROCHES POUR LA

DÉTERMINATION DE LA SÉVÉRITÉ DE LA

STÉNOSE AORTIQUE À PARTIR DES VITESSES DU

FLUX SANGUIN MESURÉES PAR IMAGERIE DE

RÉSONANCE MAGNÉTIQUE

Thèse présentée à la Faculté des études supérieures et postdoctorales de l’Université Laval

dans le cadre du programme de doctorat en médecine expérimentale

pour l’obtention du grade de Philosophiae Doctor (Ph. D)

FACULTÉ DE MÉDECINE

UNIVERSITÉ LAVAL

(QUÉBEC)

2012

© Julio Garcia, 2012

i

Résumé

Le rétrécissement de la valve aortique est la maladie cardiovasculaire la plus fréquente

après la maladie coronarienne et l’hypertension. Actuellement, l’échocardiographie

Doppler (ED) est le principal outil clinique pour déterminer l’aire valvulaire effective

(AVE); un des principaux critères pour évaluer la sévérité de la sténose aortique (SA). Dans

certains cas, il existe une discordance entre différents résultats obtenus par ED chez un

même patient. Il est difficile, alors, de déterminer si ces discordances sont liées à des

erreurs de mesure ou bien si elles correspondent à une réelle variation de la sévérité de la

SA. L’imagerie cardiovasculaire par résonance magnétique (IRM) peut être utilisée pour

évaluer et confirmer la sévérité de la SA. Les principaux objectifs sont : 1) Comparer

l’AVE estimée par ED et IRM en utilisant la méthode de l’équation de continuité (EC); 2)

Développer de nouvelles méthodes pour estimer l’AVE par IRM, 3) Déterminer la capacité

de l’IRM à évaluer la cinétique d’ouverture et de fermeture de la valve aortique et 4)

Valider des nouvelles méthodes pour estimer la vorticité par IRM.

Nos travaux ont montré une bonne concordance entre les AVEs calculées par ED et IRM

en utilisant l’EC. Nous avons donc étudié une nouvelle approche en IRM pour l’estimation

de l’AVE en utilisant une nouvelle méthode développée in vitro (AVE par terme source

acoustique). Nos travaux ont montré que l’AVE par terme source acoustique calculée à

partir du champ de vitesses mesuré par IRM est une méthode fiable pour calculer AVE et

elle peut être utilisée pour confirmer la sévérité de la SA lorsque l’examen ED est non

concluant. D’autre part, nos travaux ont montré le potentiel de l’IRM pour estimer les

indices de cinétique d’ouverture et fermeture de la valve aortique sténosée. En particulier,

la pente d’ouverture corrélait mieux avec le taux plasmatique de Peptide Natriuretique de

type B et avec un score de risque que les indices conventionnels de SA. Néanmoins,

l’utilisation de l’EC pour estimer l’AVE et les indices de cinétique d’ouverture est sujette

aux erreurs de mesure et impose un temps d’analyse plus long. En plus on a validé des

nouvelles méthodes pour estimer la vorticité in vivo par IRM. La vorticité et les structures

tourbillonnaires jouent un rôle fondamental dans l’évaluation des aspects énergétiques de la

fonction cardiovasculaire.

ii

En conclusion, nos travaux ont souligné le potentiel de l’IRM pour l’évaluation de la

sévérité de la SA et ont permis le développement et la validation de nouvelles méthodes

pour estimer in vivo la vorticité par IRM.

iii

Abstract

Aortic valve stenosis is the most common cardiovascular disease after coronary artery

diseases and hypertension. Doppler-echocardiography (DE) is the standard method for the

evaluation of the severity of aortic stenosis (AS). Valve effective orifice area (EOA)

measured by the continuity equation is one of the most frequently used stenotic indices.

However, TTE measurement of aortic valve EOA is not feasible or not reliable in a

significant proportion of patients. Cardiovascular magnetic resonance (CMR) has emerged

as a non-invasive alternative method to evaluate EOA using velocity measurements. The

objectives of this thesis were: 1) To compare the DE-derived EOA and CMR-derived EOA

using the continuity equation (CE) and 2) To propose new CMR methods to assess EOA

and the AS severity; 3) To determine the feasibility of the measurement of the parameters

of valve opening and closing kinetics by CMR and 4) To validate new CMR methods to

estimate vorticity magnitude.

Our work showed a good agreement between the DE-derived EOA and CMR-derived

EOA using the CE. This agreement was, however, only due to error compensations. We

therefore developed and validated a new CMR method based on the acoustical source term

(AST) to estimate the valve EOA and then to introduce a simplified version not requiring

vorticity field derivation. This study showed that AST-derived EOA calculated from CMR

velocity field measurements is a reliable method to estimate valve EOA and can be useful

to confirm AS severity when DE examination is inconclusive. Hence, CMR provides a non-

invasive and reliable alternative to DE for the quantification of AS severity. Our work also

demonstrated the excellent feasibility and reproducibility of CMR for the measurement of

valve kinetic parameters in patients with AS. Furthermore, these parameters compare

favorably with conventional indices of stenosis severity to predict risk of poor prognosis.

However, the use of CE to estimate EOA may be subject to measurement errors.

Furthermore, a validation of new CMR methods for estimate vorticity magnitude was

presented. Vorticity and vortical structures play a fundamental role affecting the evaluation

of energetic aspects of cardiovascular function.

iv

In conclusion, our work demonstrates the feasibility, reliability, and utility of new CMR

methods and parameters to identify and quantify the dysfunction of native. New CMR

methods estimating vorticity were validated in vivo.

v

Avant-Propos

Les travaux de recherche inclus dans cette thèse de Doctorat ont été réalisés au

Laboratoire de Recherche en Échocardiographie-Doppler et Valvulopathies du Centre de

Recherche de l’Institut Universitaire de Cardiologie et Pneumologie de Québec sous la

supervision du Dr. Philippe Pibarot et du Dr. Éric Larose et au Laboratoire de Dynamique

de Fluides Cardiovasculaires à l’Université Concordia sous la supervision du Dr. Lyes

Kadem.

Le premier article présenté est intitulé : « Comparison between Cardiovascular

Magnetic Resonance and Transthoracic Doppler Echocardiography for the

Estimation of Effective Orifice Area in Aortic Stenosis ». Il a été publié dans Journal of

Cardiovascular Magnetic Resonance et l’étudiant en est le premier auteur. Son rôle a été de

participer à la conception de l’étude, de développer un logiciel de lecture et de traitement de

fichiers de résonance magnétique, de réaliser les mesures par résonance magnétique, de

traiter les données, de les analyser, de les interpréter, d’en présenter les résultats et d’écrire

l’article. À chacune de ces étapes, l’étudiant a été supervisé par ses directeurs de

recherche : le Dr. Pibarot, le Dr. Kadem et le Dr. Larose. Le Dr. Larose a été le responsable

des études de résonance magnétique. Tous les coauteurs ont participé à la correction et à la

relecture du document final.

Le deuxième article présenté est intitulé : « Cardiovascular Magnetic Resonance

Evaluation of Aortic Stenosis using Single Plane Measurement of Effective Orifice

Area ». Il a été publié dans Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance et l’étudiant

en est le premier auteur. Son rôle a été de participer à la conception de l’étude, de

développer un logiciel de lecture et traitement de fichiers de résonance magnétique

provenant des aimants de 1.5T et de 3T, de construire un banc d’essais avec orifices

compatible avec la résonance magnétique de 3T, de réaliser les mesures par résonance

magnétique in vitro, de traiter les données, de les analyser, de les interpréter, d’en présenter

les résultats et d’écrire l’article. À chacune de ces étapes, l’étudiant a été supervisé par ses

directeurs de recherche : le Dr. Pibarot, le Dr. Kadem et le Dr. Larose. Le Dr. Rodriguez a

vi

supervisé l’étude in vitro et Oscar Marrufo, étudiant au doctorat du Dr. Rodriguez a

contribué à la réalisation des mesures in vitro. Le Dr. Larose a été le responsable des études

de résonance magnétique in vivo. Tous les coauteurs ont participé à la correction et à la

relecture du document final.

Le troisième article présenté est intitulé : « Usefulness of Cardiovascular Magnetic

Resonance Imaging for the Evaluation of Valve Opening and Closing Kinetics in

Aortic Stenosis ». Il a été soumis à European Heart Journal : Cardiovascular Imaging et

l’étudiant en est le premier auteur. Son rôle a été de participer à la conception de l’étude, de

développer un logiciel d’analyse de données de résonance magnétique, de réaliser les

mesures par résonance magnétique, de traiter les données, de les analyser, de les interpréter,

d’en présenter les résultats et d’écrire l’article. Romain Capoulade, étudiant au doctorat au

laboratoire du Dr. Pibarot a participé au recrutement des patients, à la réalisation des études

d’échocardiographie Doppler et à l’analyse des données. À chacune de ces étapes,

l’étudiant a été supervisé par ses directeurs de recherche : le Dr. Pibarot, le Dr. Kadem et le

Dr. Larose. Le Dr. Larose a été le responsable des études de résonance magnétique. Tous

les coauteurs ont participé à la correction et à la relecture du document final.

Le quatrième article présenté est intitulé : « On the Evaluation of Vorticity using

Cardiovascular Magnetic Resonance Velocity Measurements ». Il a été accepté à

Journal of Biomechanical Engineering et l’étudiant est le premier auteur. Son rôle a été de

participer à la conception de l’étude, de développer un logiciel d’analyse de données de

résonance magnétique, de réaliser les mesures par résonance magnétique, de traiter les

données, de les analyser, de les interpréter, d’en présenter les résultats et d’écrire l’article.

À chacune de ces étapes, l’étudiant a été supervisé par ses directeurs de recherche : le Dr.

Pibarot, le Dr. Kadem et le Dr. Larose. Le Dr. Larose a été le responsable des études de

résonance magnétique. Tous les coauteurs ont participé à la correction et à la relecture du

document final.

vii

Remerciements

Je remercie tout d’abord mes directeurs de thèse, le Dr. Philippe Pibarot, le Dr. Lyes

Kadem et le Dr. Éric Larose de m’avoir donné la possibilité de réaliser ce projet de

recherche. Je les remercie aussi pour la confiance et le soutien qu’ils m’ont toujours

accordés dans la réalisation de ce travail et dans ma formation professionnelle.

Je tiens aussi à remercier tous les membres des laboratoires participants. À Québec, le

groupe de recherche du Dr. Pibarot m’a fourni un énorme soutien et avec lequel j’ai

développé des liens d’amitié : Marie-Annik Clavel, Romain Capoulade, Haïfa Mahjoub,

Yvette Parent, Martine Parent, Abdellaziz Dahou, Anik Pagé, Isabel Laforet, Isabel Fortin,

Jocelyn Beauchemin, Jacinthe Aubé, Lise Renaud, Nicolas Girerd, David Tanné et

Christina Fuchs. Au Dr. Larose et son équipe de travail pour avoir partagé son expérience

en résonance magnétique qui a été fondamentale dans les travaux de cette thèse,

spécialement à ma chère technologue d’IRM Justine Couture, un gros merci pour ton

amitié. Merci aussi aux chers collèges des laboratoires frères dirigés par Dr. Patrick

Mathieu, Dr. Jacques Couet et Dr. Yohan Bossé.

À Montréal, le groupe de recherche du Dr. Kadem pour leur fraternité, soutien et amitié :

Dr. Emmanuel Gaillard, Dr. Zahra Keshavarz, Dr. Othman Smadi, Dr. Shahrokh Shahriari,

Hoda Maleki et Ali Shegaf.

À Mexico, le groupe de recherche en imagerie et résonance magnétique du Dr. Alfredo

Rodríguez, Dr. Oscar Marrufo et au directeur du Centre National d’Imagerie et

Instrumentation Médicale le Dr. Emilio Sacristán pour leur soutien dans la réalisation des

essais in vitro.

Je tiens aussi à remercier les organismes et les institutions qui ont financé directement

ou indirectement ce projet : CRSNG, IRSC, FQRNT, Université Laval, MELS, ACCEM et

CONACyT.

viii

Je ne peux pas oublier de remercier ‘ma chère gang’ de Mexicains pseudo-Québécois :

Michelle Ladd, Robbin Blanco y Julia Valero. Vous êtes ma famille mexicaine au Québec !

Enfin, je remercie ma belle et nombreuse famille qui m’a toujours soutenu dans mes

projets de vie professionnelle et personnelle. Vous êtes les meilleurs !

ix

Para mis padres Julio y Trinidad,

Para mi hermosa familia y amigos.

“Trabaja duro y obtendrás lo que quieres.”

Mi padre.

“Aprende lo que puedas, yo no sé leer ni escribir.”

Mi madre.

“Hello, I’m coming to your seminar. But first, where is the tea?”

Première question de A. Einstein à R. Feynman

x

Table des matières

Résumé..................................................................................................................................... i

Abstract .................................................................................................................................. iii Avant-Propos .......................................................................................................................... v Remerciements...................................................................................................................... vii

Table des matières................................................................................................................... x Liste des tableaux................................................................................................................. xiv

Liste des figures .................................................................................................................... xv Nomenclature ......................................................................................................................xviii I. Généralités sur la sténose aortique ......................................................................................1

I.1. Historique .........................................................................................................................1 I.2. Anatomie du cœur et les valves cardiaques ......................................................................3

I.2.1. Les valves cardiaques ....................................................................................................4 I.2.2. Le cycle cardiaque .........................................................................................................6 I.3. La valve aortique normale ................................................................................................9

I.4. Prévalence des maladies valvulaires...............................................................................11 I.5. Étiologie de la sténose aortique ......................................................................................13

I.5.1 La malformation congénitale ........................................................................................14 I.5.2 Le rhumatisme articulaire .............................................................................................15 I.5.3 La sténose aortique dégénérative et patron de calcification .........................................16

I.6. Impact hémodynamique et clinique de la sténose aortique ............................................19 I.6.1 L’hypertrophie ventriculaire gauche.............................................................................19

I.6.2 Les symptômes .............................................................................................................21 I.6.3 Évaluation de la sévérité de la sténose aortique ...........................................................25 I.7. Traitement de la sténose aortique ...................................................................................38

I.7.1 Traitement médical .......................................................................................................38 I.7.2 Remplacement valvulaire aortique ...............................................................................39

I.8. Substituts valvulaires ......................................................................................................43 I.8.1 Type de substituts valvulaires.......................................................................................44 I.8.2 Évaluation de la performance hémodynamique des substituts valvulaires ..................51

I.8.3 Complications associées aux substituts valvulaires......................................................55 I.8.4 Choix du substitut valvulaire ........................................................................................59

I.9. Conclusion ......................................................................................................................61 II. Généralités sur l’imagerie cardiovasculaire par résonance magnétique ..........................62 II.1. Principes physiques de la résonance magnétique..........................................................63

II.1.1 Composants d’un système de résonance magnétique (RM)........................................63 II.1.2 Génération des signaux ...............................................................................................64

II.1.3 Génération d’une image ..............................................................................................71 II.2. Mesure de la vitesse ......................................................................................................78 II.2.1 Temps de vol ...............................................................................................................78

II.2.2 Champ de vitesse par contraste de phase ....................................................................81 II.2.3 Mesure du débit par contraste de phase.......................................................................85

II.2.4 Caractérisation des patrons de flux cardiovasculaires par mesure de vitesse .............86

xi

II.3. Évaluation des valves natives et des substituts valvulaires ...........................................89 II.3.1 Paramètres d’évaluation ..............................................................................................89 II.3.2 Valves natives..............................................................................................................90

II.3.3 Substituts valvulaires...................................................................................................93 II.4. Conclusion.....................................................................................................................93

III. Objectifs et hypothèses ...................................................................................................95 IV. Article I ...........................................................................................................................98 IV.1. Résumé.........................................................................................................................99

IV.2. Abstract ......................................................................................................................100 IV.3. Background ................................................................................................................101

IV.4. Methods .....................................................................................................................102 IV.4.1 Study Population......................................................................................................102 IV.4.2 Transthoracic Echocardiography .............................................................................102

IV.4.3 Cardiovascular Magnetic Resonance.......................................................................103 IV.4.4 Measurement variability ..........................................................................................106

IV.4.5 Statistical analyses ...................................................................................................107 IV.5. Results........................................................................................................................107 IV.5.1 LVOT cross-sectional area ......................................................................................108

IV.5.2 LVOT flow velocities and stroke volume ...............................................................109 IV.5.3 Aortic valve EOA ....................................................................................................109

IV.5.4 Measurement variability ..........................................................................................109 IV.6. Discussion ..................................................................................................................110 IV.7. Clinical implications ..................................................................................................115

IV.8. Limitations .................................................................................................................115 IV.9. Conclusions................................................................................................................116 IV.10. Competing interests .................................................................................................116

IV.11. Authors' contributions..............................................................................................116 IV.12. Acknowledgements..................................................................................................116

V. Article II .........................................................................................................................118 V.1. Résumé ........................................................................................................................119 V.2. Abstract .......................................................................................................................121

V.3. Background .................................................................................................................123 V.4. Methods.......................................................................................................................125

V.4.1 In vitro study .............................................................................................................125 V.4.2 In vivo study..............................................................................................................126 V.4.3 EOA determination using CMR................................................................................128

V.5. Measurement variability..............................................................................................131 V.6. Statistical analyses ......................................................................................................131

V.7. Results .........................................................................................................................132 V.7.1 In vitro study .............................................................................................................132 V.7.2 In vivo study..............................................................................................................133

V.7.3 Measurement variability............................................................................................135 V.8. Discussion ...................................................................................................................135

V.9. Study limitations .........................................................................................................139 V.10. Conclusion ................................................................................................................140 V.11. Competing interests...................................................................................................141

V.12. Authors' contributions ...............................................................................................141

xii

V.13. Acknowledgements ...................................................................................................141 VI. Article III ......................................................................................................................142 VI.1. Résumé.......................................................................................................................143

VI.2. Abstract ......................................................................................................................144 VI.3. Background ................................................................................................................145

VI.4. Methods .....................................................................................................................145 VI.4.1 Study Population......................................................................................................145 VI.4.2 Clinical and laboratory data .....................................................................................146

VI.4.3 Transthoracic Echocardiography .............................................................................146 VI.4.4 Cardiovascular Magnetic Resonance.......................................................................147

VI.4.5 Valve kinetic parameters .........................................................................................149 VI.4.6 Relationship between valve kinetic parameters and risk markers of adverse events

151

VI.4.7 Statistical analyses ...................................................................................................151 VI.5. Results........................................................................................................................152

VI.5.1 Feasibility and reproducibility of CMR valve kinetic parameters ...........................152 VI.5.2 Valve kinetic parameters according to stenosis severity and valve morphology ....152 VI.5.3 Correlates of valve kinetic parameters.....................................................................153

VI.5.4 Association between valve kinetic parameters and plasma level of NT-proBNP ...155 VI.5.5 Association between valve kinetic parameters and multiparametric risk score ......156

VI.5.6 Association between valve kinetic parameters and valvulo-arterial impedance .....156 VI.6. Discussion ..................................................................................................................156 VI.7. Study Limitations.......................................................................................................160

VI.8. Conclusions................................................................................................................160 VI.9. Competing interests ...................................................................................................160 VI.10. Authors' contributions..............................................................................................161

VI.11. Acknowledgements..................................................................................................161 VII. Article IV.....................................................................................................................162

VII.1. Résumé .....................................................................................................................163 VII.2. Abstract.....................................................................................................................164 VII.3. Background...............................................................................................................165

VII.4. Methods ....................................................................................................................166 VII.4.1 Evaluation of the vorticity field in a fluid flow ......................................................166

VII.4.2 In vivo evaluation of vorticity field........................................................................169 VII.5. Results ......................................................................................................................170 VII.6. Discussion.................................................................................................................174

VII.7. Conclusion ................................................................................................................176 VII.8. Competing interests ..................................................................................................176

VII.9. Acknowledgements ..................................................................................................176 VIII. Conclusion..................................................................................................................177 IX. Discussion et implications cliniques.............................................................................179

X. Travaux en cours et futurs..............................................................................................187 X.1. Évaluation de la fonction des prothèses valvulaires à ailettes ....................................187

X.1.1 Évaluation de la cinétique d’ouverture des prothèses valvulaires ............................187 X.1.2 Évaluation des patrons de flux dans les orifices prothétiques ..................................188 X.2. Applications cliniques du terme source acoustique. ...................................................188

X.3. Évaluation de l’excentricité du jet transvalvulaire ......................................................191

xiii

XI. Annexe I........................................................................................................................192 XI.1. Résumé.......................................................................................................................193 XI.2. Abstract ......................................................................................................................194

XI.3. Introduction................................................................................................................194 XI.4. Method .......................................................................................................................195

XI.4.1 Experimental Setup..................................................................................................195 XI.4.2 Flow Imaging Experiments......................................................................................196 XI.4.3 Velocity Measurements ...........................................................................................198

XI.5. Results........................................................................................................................198 XI.6. Discussion ..................................................................................................................202

XI.7. Conclusions................................................................................................................202 XI.8. Acknowledgments .....................................................................................................203 XII. Annexe II .....................................................................................................................204

XII.1. Théorème du point d’inflexion de Rayleigh.............................................................204 XII.2. Interprétation physique du théorème de Rayleigh ....................................................205

Bibliographie.......................................................................................................................207

xiv

Liste des tableaux

Table IV-1. Patient Characteristics. .............................................................................................................................107 Table IV-2. Comparison of Transthoracic Doppler-echocardiography (TTE) and Cardiovascular Magnetic

Resonance (CMR) data. .......................................................................................................................................108 Table V-1. Absolute and mean relative error for the determination of the EOA in the in vitro study. .......133 Table V-2. Patient Characteristics. ..............................................................................................................................134 Table VI-1. Comparison of clinical, TTE and CMR data according to presence and severity of aortic stenosis

and aortic valve morphology. ............................................................................................................................154 Table VI-2. Correlates of valve kinetic parameters..................................................................................................157 Table VI-3. Univariate and multivariate determinants of plasma NT-ProBNP levels.......................................157 Table XI-1 . Patients’ Characteristics ............................................................................................................................172

xv

Liste des figures

Figure I-1. Deux approches de la circulation. ................................................................................................................ 2 Figure I-2. Schéma frontal du cœur ................................................................................................................................. 4 Figure I-3. Valves cardiaques ............................................................................................................................................ 5 Figure I-4. Système cardiovasculaire avec distribution sanguine et consommation d’oxygène ....................... 7 Figure I-5. Phases du cycle cardiaque ............................................................................................................................. 8 Figure I-6. Structure de la valve aortique normale ...................................................................................................... 9 Figure I-7. Description géométrique, structurelle et numérique de la valve aortique ...................................... 10 Figure I-8. Tourbillons produits par la valve aortique............................................................................................... 10 Figure I-9. Nombre de décès occasionnés par les maladies cardiovasculaires aux États-Unis entre 1900 et

2006 ........................................................................................................................................................................... 11 Figure I-10. Progression de la sténose aortique ......................................................................................................... 13 Figure I-11. Patrons de la morphologie de valve bicuspide aortique . ................................................................... 14 Figure I-12. Valve quadricuspide.................................................................................................................................... 15 Figure I-13. Exemple histologique de la progression de la calcification aortique ............................................... 16 Figure I-14. Patrons potentiels de la sténose aortique ............................................................................................. 18 Figure I-15. Schéma Loi de Laplace................................................................................................................................ 20 Figure I-16. Histoire naturelle de la sténose aortique.............................................................................................. 22 Figure I-17. Diagramme schématique de l’équation de continuité ........................................................................ 28 Figure I-18. Diagramme explicatif de s aires valvulaires ........................................................................................... 29 Figure I-19. Échocardiographie en 3D des valves cardiaques .................................................................................. 30 Figure I-20. Différents types de gradients mesurés par cathétérisme .................................................................. 31 Figure I-21. Lésion d’embolisme cérébral évalué par résonance magnétique .................................................... 32 Figure I-22. Survie prospective annuelle du gradient transvalvulaire chez de patients avec sténose aortique

montrant la variablité individuelle ..................................................................................................................... 33 Figure I-23. Survie prospective annuelle du gradient transvalvulaire chez de patients avec sténose aortique

.................................................................................................................................................................................... 33 Figure I-24. Survie à 8 ans en fonction de l’aire valvulaire effective ..................................................................... 34 Figure I-25. Patron d’ouverture d’une valve normale et une valve sténosée...................................................... 35 Figure I-26. Exemple de planimétrie pour l’évaluation de la cinétique valvulaire aortique ............................ 35 Figure I-27. Analyse de survie sur les quartiles de la cohorte ................................................................................. 37 Figure I-28. Survie des patients avec une sténose aortique opérés et non opérés ............................................ 40 Figure I-29. Analyse de survie en utilisant l’impédance valvulo-artérielle (Zva) ................................................ 42 Figure I-30. Proposition d’un algorithme décisionnel pour le traitement de la sténose aortique avec et sans

symptômes............................................................................................................................................................... 42 Figure I-31. Différents types de prothèses valvulaires .............................................................................................. 45 Figure I-32. Prothèse à bille développée par Starr et Edwards ............................................................................... 45 Figure I-33. Quatre modèles de prothèses mécaniques à ailettes ......................................................................... 46 Figure I-34. Représentation schématique de l’insertion transapicale d’une prothèse percutanée ................ 49 Figure I-35. Algorithme décisionnel pour les prothèses percutanées. .................................................................. 50 Figure I-36. Schéma des profils de vitesse et changements de pression à partir du VG à l’aorte ascendante

pour une bioprothèse (A) et une prothèse mécanique (B) ........................................................................... 52 Figure I-37. Détermination de l’index de vélocité Doppler ...................................................................................... 53 Figure I-38. Algorithme décisionnel pour l’interprétation des gradients transprosthétiques élevés............. 54 Figure I-39. Algorithme décisionnel pour le choix optimal d’une prothèse valvulaire ...................................... 59 Figure II-1. Composants d’un système de résonance magnétique ......................................................................... 63 Figure II-2. Excit ation et réponse des spins ................................................................................................................. 65 Figure II-3. Aimantation nette, impulsion de RF et angle de basculation ............................................................. 66 Figure II-4. Processus de relaxation de T1 ................................................................................................................... 70 Figure II-5. Processus de relaxation transversale (T2 et T2 *) ................................................................................. 70 Figure II-6. Gradients pour la sélection des plans ...................................................................................................... 72

xvi

Figure II-7. Analogie de sélection d’un plan par résonance ..................................................................................... 73 Figure II-8. Reconstruction simple d’un plan par la transformée de Fourier ....................................................... 74 Figure II-9. Étapes de reconstruction d’une image de résonance magnétique par la transformée de Fourier.

.................................................................................................................................................................................... 75 Figure II-10. Décomposition fréquentielle de l’espace K .......................................................................................... 76 Figure II-11. Modélisation par sphères de l’application des gradients .................................................................. 77 Figure II-12. Schéma technique temps de vol ............................................................................................................. 79 Figure II-13. Séquence de temps de vol avec annulation du premier écho .......................................................... 80 Figure II-14. Séquence type d’imagerie par angiographie en utilisant le temps de vol ..................................... 80 Figure II-15. Diagramme d’une séquence de mesure des vitesses par contraste de phase .............................. 81 Figure II-16. Changement rotationnel en phase d’un écoulement dans un champ magnétique .................... 82 Figure II-17. Étapes de l’acquisition de vitesses par contraste de phase .............................................................. 83 Figure II-18. Diagramme schématique d’une séquence de quatre points d’écho de gradient par contraste

de phase ................................................................................................................................................................... 84 Figure II-19. Acquisition 3D de la vitesse en utilisant une synchronisation prospective avec l’ECG ............... 86 Figure II-20. Visualisation de l’écoulement cardiaque par lignes de courants .................................................... 87 Figure II-21. Visualisation de l’écoulement du cœur et des grands vaisseaux .................................................... 88 Figure II-22. Visualisation 3D du flux sanguin dans la bifurcation de la carotide gauche d’un sujet sain ..... 88 Figure II-23. Quantification du débit régurgitant ....................................................................................................... 90 Figure II-24. Mesure des intégrales temps-vélocité par résonance magnétique ................................................ 91 Figure II-25. Variation temporelle de l’aire valvulaire effective instantanée ...................................................... 92 Figure IV-1. Image planes used for CMR measurements........................................................................................103 Figure IV-2. Left ventricular outflow tract dimensions and cross-section area measurements by CMR .....104 Figure IV-3. Flow velocity measurements in the left ventricular outflow tract by CMR .................................105 Figure IV-4. Flow velocity profile obtained by CMR in the LV outflow tract (LVOT) ........................................110 Figure IV-5. Comparison of valve effective orifice area (EOA) measured by TTE versus by CMR ..................111 Figure IV-6. Grading of aortic stenosis severity with the use of TTE- versus CMR-derived effective orifice

areas (EOA) ............................................................................................................................................................112 Figure V-1. Image planes used for CMR measurements .........................................................................................127 Figure V-2. Effective orifice area computed using jet shear layer detection method (JSLD). ........................129 Figure V-3. Jet shear layer detection (JSLD) and single plane velocity truncation (SPVT) methods for the

determination of EOA by CMR ..........................................................................................................................130 Figure V-4. Example of EOA determination using CMRJSLD and CMRSPVT methods in the in vitro study.......131 Figure V-5. Effective orifice areas obtained by the different CMR methods (continuity equation, JSLD, and

SPVT) in the in vitro study under steady flow conditions ............................................................................132 Figure V-6. Correlation and agreement between the EOAs obtained in vivo by the different CMR and TTE

methods..................................................................................................................................................................136 Figure V-7. Example of a patient with discordant echocardiography findings in whom stenosis severity was

corroborated by the measurement of EOA with the use of CMR SPVT........................................................138 Figure V-8. Vena contract a position estimated from numerical simulations. ...................................................139 Figure V-9. Vena contract a region during systole on a severe aortic stenosis (EOA=0.88 cm

2).....................140

Figure VI-1. CMR image planes used for valve measurements .............................................................................148 Figure VI-2. Measurement of aortic valve opening and closing kinetic parameters by CMR .........................150 Figure VI-3. Temporal changes in valve effective orifice area during systole in health subjects and patients

with aortic stenosis ..............................................................................................................................................153 Figure VI-4 Comparison of valve opening and closing kinetic parameters according to presence and

severity of aortic stenosis ...................................................................................................................................155 Figure VI-5. Correlation between valve opening slope and the multiparametric risk score ..........................158 Figure VII-1 . Vorticity computation.............................................................................................................................167 Figure VII-2 . Vorticity computed for Vmax of 5 m/s ..................................................................................................170 Figure VII-3 . Theoretical comparison of vorticity schemes and up-sampling effect ........................................171 Figure VII-4. Up-sampling evaluation of vorticity schemes using velocity map from a patient with severe

aortic stenosis at peak systole ...........................................................................................................................173

xvii

Figure VII-5 . Effect of image up-sampling on vorticity comput ation in vivo ......................................................173 Figure VII-6. Vorticity magnitude computation in the ascending aorta and left ventricle at different

instants of cardiac cycle using R4* ...................................................................................................................175 Figure VII-7. Vorticity magnitude computation in the left atrium at three different instants of cardiac cycle

using R4* ................................................................................................................................................................175 Figure IX-1 . Mesure du diamètre de la voie de chasse du ventricule gauche (CCVG) ......................................180 Figure IX-2 . Gradation de la sévérité de la sténose aortique ................................................................................185 Figure X-1. Aire valvulaire effective instantanée in vivo de cinq modèles de prothèses mécaniques St -Jude.

..................................................................................................................................................................................187 Figure X-2. Aire valvulaire effective par terme source acoustique ......................................................................189 Figure X-3. Calcul de l’aire effective d’une coarctation de l’aorte par le terme source acoustique .............189 Figure X-4. Aire valvulaire effective par terme source acoustique en utilisant des mesures de vélocité en

4D. Patient avec sténose aortique sévère.......................................................................................................190 Figure X-5. Mesure de l’excentricité du jet transvalvulaire ...................................................................................191 Figure XI-1 . Schematic representation of the mock flow model. .........................................................................196 Figure XI-2 . Velocity flow acquisition plans...............................................................................................................197 Figure XI-3 . Longitudinal and transverse velocity plans at 8 L/min steady flow for valve malfunctions. ...199 Figure XI-4. Transvalvular pressure gradient (TPG) measured at 10 mm downstream of the valve for

different malfunctions under steady flow conditions..................................................................................200 Figure XI-5 . Central/lateral velocity ratios under steady flow conditions ..........................................................200 Figure XI-6. Transvalvular pressure gradient (TPG) measured at 10 mm downstream of the valve for

different malfunctions under pulsatile flow conditions. .............................................................................201 Figure XI-7 . Central/lateral velocity ratios under pulsatile flow conditions ......................................................201

xviii

Nomenclature

ACC : American College of Cardiology

ACE : enzyme de conversion de l’angiotensine

AHA : American Heart Association

AngII : angiotensine II

ARM : angiographie par résonance magnétique

AVA : aire valvulaire anatomique

AVE : aire valvulaire effective

BNP : peptide natriurétique cérébral

bSSFP : balanced steady state free precession

Cc : coefficient de contraction

CCVG : Voie de chasse du VG

CMR : Cardiovascular magnetic resonance

CT : computed tomography

DENSE : déplacement avec des échos stimulés

DPP : disproportion patient-prothèse

ECG : électrocardiogramme

ED : échocardiographie Doppler

EPI : écho planaire rapide

ETO : ED transoesophagienne

FID : Free induction decay

Gd : gadolinium

GRE : Gradient-recalled echo

GRE : imagerie écho de gradient

GTV : gradient transvalvulaire

HARP : phase des harmoniques

HYPR : rétroprojection hautement pénalisée

InI : imagerie inverse de RM

IRM : imagerie (cardiovasculaire) par RM

ITV : intégral temps-vélocité

IVD : indice de vélocité Doppler

k-t BLAST : échantillonnage rapide de l’espace k-t

LDL : lipoprotéine à basse densité

OMS : organisation mondiale de la santé

OSI : oscilatory shear Index

PAs : pression artérielle systolique

Qmiomax : débit myocardique à la vasodilatation maximale

Qmiorepos : débit myocardique mesuré au repos

RC : réserve coronarienne

RF : radiofréquences

xix

RIN : rapport international normalisé

RM : résonance magnétique

RVA : remplacement valvulaire aortique

SA : sténose aortique

SCMR : Société de Résonance Magnétique Cardiovasculaire

SM : syndrome métabolique

SNR : rapport signal à bruit

SSFP : steady state free precession

SVi : volume d’éjection systolique indexé

TE : temps d’écho

TF : transformée de Fourier

TKE : énergie cinétique turbulente

TR : temps de répétition

VE : volume d’éjection

Venc : vitesse encodée

VG : ventricule gauche

VIP : vélocimétrie par imagerie de particules

1

I. Généralités sur la sténose aortique

I.1. Historique

Les maladies cardiovasculaires ont une histoire très ancienne qui nous ramène jusqu’au

Ve siècle avant J.-C dans la Grèce Antique. À cette époque, Hippocrate de Cos, reconnu

père de la Médecine moderne [1], décrivait les sons du cœur sur la poitrine « comme

l’ébullition du vinaigre » [2]. Les symptômes de l’insuffisance cardiaque tels que l’œdème,

l’anasarque et la dyspnée étaient difficiles à évaluer ce qui conduisait souvent à les

considérer comme un déséquilibre des humeurs ou des substances de la vie [3]. D’ailleurs,

Aristote considérait que l’âme avait son siège dans le cœur. Ignorant les concepts de la

circulation sanguine et respiratoire, il a stipulé : « Le sang sort du cœur, mais le sang n’est

pas envoyé dans le cœur d’ailleurs » [4]. Il représentait ainsi la genèse de tout mouvement

cardiaque, le sang du cœur se déplace seul, car il est simplement attiré par les organes qu’il

doit alimenter « de l’âme et les substances de la vie ».

Au IIIe siècle avant J.-C; le noyau médical se déplace à Alexandrie, en Égypte, où

Herophilus et Erasistratus ont réalisé des dissections humaines et expériences

physiologiques. Ils ont décrit que le cœur se contractait et ils ont compris le fonctionnement

des valves cardiaques. Ils pensaient que les artères contenaient de l’air et le sang passait du

ventricule droit aux veines. Au IVe siècle avant J.-C le médecin romain Galien décrivit le

cœur comme une source de chaleur [3]. Ayant lu les travaux de ses prédécesseurs

alexandrins, il a compris le changement de volume du ventricule pendant la systole ainsi

que la fonction des valves cardiaques, mais il n’est pas parvenu à comprendre la fonction

pompe du cœur. Néanmoins, en utilisant la technique millénaire du pouls il a compris le

phénomène de variabilité cardiaque (Delocis affectis, ii) [5]. Les idées que la fonction

primaire du cœur était de chauffer le sang et qu’une cloison poreuse entre les ventricules

permettait de purifier le sang par l’air en provenance des poumons restèrent prédominantes

pendant plus de 1 500 ans (cf. figure I-1, panel A).

2

Figure I-1. Deux approches de la circulation. (A) montre l’approche de Galien. Pneuma ou air (en bleu)

provient des poumons et atteint le cœur par l’intermédiaire de l’artère veineuse (artère pulmonaire) et la veine

artérielle (veines pulmonaires). Les esprits de la nature qui entrent dans le cœur provenant du foie (en vert) et

les esprits vitaux (chaleur) générés au ventricule gauche sont distribués dans tout le corps par un flux et reflux

dans les artères (en rouge). Les esprits des animaux sont transportés du cerveau à travers nerfs du flegme (en

jaune) qui contribue à la formation des épanchements pleuraux. (B) montre l’approche de Harvey. Le sang

désoxygéné est représenté en bleu et le sang oxygéné en rouge. RA indique l’oreillette droite; LA l’oreillette

gauche; RV le ventricule droit et LV le ventricule gauche. Source: Avec la permission de [3].

Vers la fin du moyen âge, Léonard de Vinci a réussi à décrire parfaitement la fonction

unidirectionnelle des différentes valves cardiaques [6], mais la vraie nature du système

cardiovasculaire n’a été découverte que grâce à Sir William Harvey en 1628, dans la

publication Exercitatio Anatomica de Motu Cordis et Sanguinis in Animalibus [7], [8] où il

décrit la circulation sanguine de la façon suivante : « Il nous est enfin permis de formuler

ouvertement notre conception de la circulation du sang. Raisonnement et expérimentation

ont établi que le sang traverse le poumon et le cœur : que par celui-ci il est envoyé à tout

l'organisme, qu'il passe dans les porosités des tissus et des veines, qu'il revient par celles-ci

des extrémités vers le centre pour aboutir finalement à l'oreillette droite du cœur » [8]. Ce

qui manque à cette théorie pour être complète et expliquer la circulation du sang dans son

ensemble, c'est la notion de capillaires. Il reste donc une incapacité à déterminer la

3

continuité entre gros vaisseaux artériels et gros vaisseaux veineux car le système du réseau

capillaire est invisible. Néanmoins, ce bouleversement théorique oblige à la reconstruction

de tout le système physiologique de la circulation et aboutit à celui que nous connaissons

aujourd’hui : deux circuits fermés, un pour la petite circulation et un pour la grande

circulation avec « au centre » le cœur, organe qui permet la mise en mouvement du sang.

C’est à ce moment que le cœur trouve toute son importance et devient l’organe central de la

circulation (cf. figure I-1, panel B).

I.2. Anatomie du cœur et les valves cardiaques

Le système cardiovasculaire est un réseau élaboré de la circulation sanguine qui permet

les échanges d’oxygène et des nutriments dans les différents organes, ainsi que

l’élimination des déchets métaboliques. Le cœur est l’organe central du système

cardiovasculaire. Il est localisé au milieu de la cage thoracique entre les deux poumons,

dans un espace appelé médiastin. Même s’il n’est pas plus gros qu’un poing, le cœur est

considéré comme le muscle le plus puissant du corps humain. C’est un muscle dont les

cellules (myocarde) se contractent de manière rythmique et coordonnée pour assurer son

fonctionnement comme pompe cardiaque. Cette pompe performante se contracte sans cesse

dès les premiers mois de la conception jusqu’à la mort, en battant près de 4 milliards de fois

[9], [10].

Le cœur possède deux parties fonctionnellement et anatomiquement distinctes, le cœur

droit et le cœur gauche, qui sont séparés par le septum (cf. figure I-2). Elles fonctionnent de

façon synchrone en permettant le remplissage du sang dans les cavités cardiaques pendant

la diastole et l’éjection du sang dans le réseau cardiovasculaire pendant la systole. Chacune

de ces deux parties est elle-même subdivisée en oreillette et ventricule. Les oreillettes sont

de petites cavités qui communiquent avec de plus grosses cavités : les ventricules. La

communication unidirectionnelle entre l’oreillette et le ventricule se fait grâce aux valves

cardiaques.

4

Figure I-2. Schéma frontal du cœur. Source : Adaptée de http://familymedicine.osu.edu/

Le débit normal dans le réseau cardiovasculaire est de 6,5±1,5 L/min pour les personnes

âgées de 16 à 56 ans. Il décroit d’environ 0,5 à 1 % par an en passant de 7,1 L/min à 20 ans

jusqu’à 5,7 L/min à 60 ans [11]. Le rapport débit cardiaque à la fréquence cardiaque permet

de connaître le volume éjecté par le ventricule gauche par battement cardiaque. Il est jugé

normal dans un intervalle de 50 à 130 mL chez l’adulte au repos. L’âge est donc un des

multiples facteurs qui induit une dégénérescence du système cardiovasculaire, par

l’intermédiaire de ses éléments constitutifs : le myocarde, les valves et les vaisseaux [3],

[12].

I.2.1. Les valves cardiaques

Le cœur comporte quatre valves cardiaques, une à la sortie de chaque chambre, qui

séparent les quatre cavités du cœur et qui assurent l’écoulement unidirectionnel du sang (cf.

figure I-3):

la valve tricuspide entre l’oreillette droite et le ventricule droit;

la valve pulmonaire entre le ventricule droit et l’artère pulmonaire;

la valve mitrale entre l’oreillette gauche et le ventricule gauche;

5

la valve aortique entre le ventricule gauche et l’aorte.

Figure I-3. Valves cardiaques. Source : Adaptée de http://www.yourheartvalve.com/

Les valves auriculo-ventriculaires, mitrale et tricuspide, empêchent le sang de refluer

vers les oreillettes lors de la contraction des ventricules tandis que les valves sigmoïdes,

aortique et pulmonaire, empêchent le reflux du sang de l’aorte et de l’artère pulmonaire

vers les ventricules [10]. Toutes les valves, sauf la mitrale, possèdent trois feuillets à l’état

normal. Les valves auriculo-ventriculaires ont pour caractéristique d’avoir des cordages

fibreux qui sont attachés dans les ventricules par les muscles papillaires. Ces points

d’attache ont pour fonction d’éviter l’inversion des feuillets dans les oreillettes lors de la

contraction des ventricules. Les valves cardiaques peuvent avoir deux anomalies

principales qui sont l’obstruction (sténose ou rétrécissement) et la régurgitation

(insuffisance), ou bien la combinaison des deux. Ces anomalies peuvent principalement être

dues à [10] :

1) des anomalies congénitales de l’architecture valvulaire

2) des processus dégénératifs de la valve : fibrose, calcification

3) des processus postinflammatoires (maladies rhumatismales)

4) des processus infectieux (endocardites)

6

I.2.2. Le cycle cardiaque

Le cycle cardiaque est composé d’une succession de périodes de contractions (systoles)

et de relaxations (diastoles) du cœur qui entrainent la distribution sanguine. À chaque

battement, les oreillettes se contractent pour chasser le sang vers les ventricules pendant la

phase de diastole. Les ventricules, à leur tour, se contractent pour éjecter le sang vers les

réseaux de circulation. Le ventricule droit irrigue la circulation pulmonaire (système à

basse pression), aussi appelée petite circulation, pour permettre au sang d’échanger le

dioxyde de carbone contre de l’oxygène dans les capillaires pulmonaires. Le ventricule

gauche propulse le sang oxygéné dans la circulation systémique (système à haute pression),

aussi appelée grande circulation, pour être distribué vers le cerveau, les membres

supérieurs, ensuite vers les membres inférieurs, la poitrine et le reste des organes (cf. figure

I-4).

Le cycle cardiaque débute avec la systole auriculaire qui permet le remplissage des

oreillettes (cf. figure I-5). Le sang est chassé vers les ventricules respectifs avec l’ouverture

des valves mitrale (à gauche) et tricuspide (à droite). Cette contraction des oreillettes

(systole auriculaire) dure 1/10 de seconde et elle est suivie par une contraction

isovolumique. Lors de cette phase, les quatre valves du cœur (aortique et mitrale à gauche;

pulmonaire et tricuspide à droite) sont fermées. Il y a une augmentation de la pression dans

le ventricule, du fait de sa contraction, et la formation d’une onde de pression dans

l’oreillette, due à la fermeture de la valve auriculo-ventriculaire (mitrale ou tricuspide).

Cette phase de contraction se poursuit environ 50 ms jusqu’à l’ouverture des valves

sigmoïdes (aortique ou pulmonaire) : c’est le début de la phase systolique. La systole se

décompose en deux périodes d’éjection : 1) une éjection rapide où la pression ventriculaire

dépasse la pression dans l’artère adjacente en ouvrant la valve sigmoïde. Cette contraction

ventriculaire rapide entraîne aussi une distension de l’oreillette qui voit chuter sa pression.

2) une éjection lente où la pression décroît progressivement dans le ventricule et l’artère

adjacente jusqu’à la fermeture de la valve sigmoïde. En même temps, la pression

auriculaire augmente doucement à cause du retour veineux. La systole a une durée entre

210-300 ms dépendamment de la fréquence cardiaque.

7

Figure I-4. Système cardiovasculaire avec distribution sanguine et consommation d ’oxygène. Source :

Adaptée de [13].

Après la systole, la relaxation isovolumique commence (cf. figure I-5). Elle a lieu entre

la fermeture des valves sigmoïdes et l’ouverture des valves auriculo-ventriculaires. Elle

dure environ 60 ms et est suivie par la diastole. Pendant cette phase, les ventricules se

relaxent et la pression décroît pendant que la pression auriculaire continue à augmenter à

cause du retour veineux. La diastole est composée de quatre phases : 1) relaxation

isovolumétrique : période située entre la fermeture de la valve aortique et l’ouverture de la

valve mitrale, elle a une durée de 80-120 ms. 2) remplissage rapide des ventricules :

l’ouverture des valves auriculo-ventriculaires se produit lorsque la pression dans chaque

oreillette dépasse la pression dans le ventricule voisin qui se relaxe. Ceci entraîne le

8

passage du sang de l’oreillette vers le ventricule. Ce remplissage représente 80-85 % du

remplissage total durant la diastole. 3) la diastase : cette phase est comprise entre la fin du

remplissage rapide et la systole auriculaire. La pression ainsi que le volume ventriculaire ne

varient pratiquement pas et le passage du sang de l’oreillette vers le ventricule est très

faible. Il représente environ 6 % du remplissage total. 4) Contraction auriculaire : un

deuxième pic de flux survient avec la systole de l’oreillette qui se vide dans le VG; sa

morphologie dépend de la distensibilité du VG et de la contractilité de l’oreillette gauche.

Cette phase compte pour le 20% du remplissage. La diastole a une durée d’environ 500 ms.

Cet ensemble d’activités cycliques est orchestré par un courant électrique partant d’un

point précis du sommet de l’oreillette droite appelé nœud sinusal. L’activité électrique du

cœur se mesure par l’électrocardiogramme (ECG).

Figure I-5. Phases du cycle cardiaque. Source : Adaptée de [13]

9

I.3. La valve aortique normale

La valve aortique normale compte trois feuillets symétriques et parfaitement mobiles

sous l’effet des forces mécaniques exercées par le sang et les structures voisines. Ces

feuillets sont comme de petites pochettes de tissu fibreux délicat recouvertes

d’endothélium. Chaque feuillet est attaché le long de son bord convexe et ils se rencontrent

en 3 commissures espacées le long de la circonférence de la racine aortique : la crête

supraaortique. Cette crête marque la fin de la pochette de tissu conjonctif et le début des

sinus de Valsalva. Les feuillets normaux ne sont pas vascularisés et ils sont composés de

trois couches fines : la fibrosa (f) et la ventricularis (v), du côté aortique et ventriculaire

respectivement, et au milieu, la spongiosa (s) (cf. figure I-6).

Figure I-6. Structure de la valve aortique normale. Les trois couches composant la valve aortique normale : la

fibrosa (f) du côté aortique, la ventricularis (v) du côté ventriculaire et la spongiosa (s) au milieu. Source :

Avec la permission de [10].

Lorsque les feuillets sont ouverts, ils offrent une surface valvulaire aortique d’environ 3

à 4 cm2. La fermeture de la valve survient lorsque la pression dans l’aorte dépasse la

pression dans le ventricule gauche. Les trois feuillets s’apposent parfaitement à partir des

commissures jusqu’au centre de la valve : le « nodule d’Arantius ». Les feuillets sont

nommés d’après leur localisation par rapport aux ostia des coronaires (le feuillet coronarien

gauche, le droit et le non coronarien).

Ce système à trois feuillets est le seul physiologiquement et mathématiquement optimal

[14–16]. La valve aortique est située à l’entrée d’un tube presque circulaire : l’aorte. Son

10

ouverture doit pourtant se rapprocher d’un cercle pour permettre au sang de s’écouler

aisément et efficacement. Qu’elle soit ouverte ou fermée, la longueur totale du bord libre

des trois feuillets valvulaires demeure six fois la longueur du rayon (6R), ce qui est

équivalent environ à la circonférence de la valve (2πR). Des descriptions très spécifiques et

complexes de sa performance se sont développées jusqu’à nos jours (cf. figure I-7)[14–17].

Figure I-7. Description géométrique, structurelle et numérique de la valve aortique. Source : Avec la

permission de [14–17].

Figure I-8. Tourbillons produits par la valve aortique. Le panel a) illustre l’approche proposée par De Vinci,

le b) montre le champ de vélocités obtenu par vélocimétrie par image de particules et c) montre le champ de

vélocités obtenu par résonance magnétique. Source : Avec la permission de [18–20].

Historiquement, Léonard de Vinci a été le premier à représenter l’hémodynamie des

valves aortique et pulmonaire. Selon lui, deux feuillets n’auraient pas procuré assez

d’espace d’ouverture pour le flot sanguin tandis que la présence de quatre feuillets aurait

été trop fragile à la fermeture. Trois feuillets étaient la solution optimale, et c’est ce que la

nature avait fourni [20]. Les sinus de Valsalva, en éloignant l’entrée des artères coronaires,

empêchent un effet de succion sur les feuillets. Léonard de Vinci avait démontré la

11

présence de tourbillons dans ces sinus [19], [20] (cf. figure I-8.a). Avec la compliance de la

racine aortique, ils contribueraient à la cinétique de fermeture de la valve aortique [14]. Son

hypothèse sur les tourbillons a été validée récemment en utilisant une technique optique, la

vélocimétrie par imagerie de particules (VIP), et ensuite par imagerie de résonance

magnétique par contraste de phase (cf. figure I-8, panels b et c).

I.4. Prévalence des maladies valvulaires

Les maladies cardiovasculaires sont la cause première de décès à l’échelle mondiale.

D’après l’Organisation mondiale de la santé (OMS), elles provoquent un tiers des décès,

c’est-à-dire environ 17,1 millions de personnes en 2004, touchant principalement les

femmes (31.5 % contre 26.8 %) dans les régions les plus pauvres. Dans les pays développés

comme les États-Unis et au Canada cette tendance commence à s’améliorer (cf. figure I-9),

ceci est dû principalement à l’amélioration des traitements et des diagnostics. Les

principaux facteurs de risque des maladies cardiaques sont : un haut bilan lipidique, le

diabète, le surpoids, l’obésité, le tabagisme et l’inactivité physique.

Figure I-9. Nombre de décès occasionnés par les maladies cardiovasculaires aux États -Unis entre 1900 et

2006. Source : Avec la permission de [21] .

12

Selon l’American Heart Association, les maladies valvulaires ont causé en 2010, aux

États-Unis seulement, la mort de 21 386 personnes et occasionnés l’hospitalisation de

93 000 autres [21]. La prévalence de ces maladies augmente avec l’âge, passant de 0.7 %

pour les personnes âgées de 18 à 44 ans à 13.3 % pour les personnes âgées de 75 ans et plus

[22]. La valve la plus touchée était la valve aortique, suivaient la valve mitrale, la valve

pulmonaire et finalement la valve tricuspide.

Le rétrécissement de la valve aortique ou sténose aortique (SA) est la maladie

cardiovasculaire la plus fréquente après la maladie coronarienne et l’hypertension [23–25].

La calcification de la valve aortique demeure la principale cause du rétrécissement aortique

[26]. Il est prévu que sa prévalence augmentera considérablement dans les prochaines

décennies en raison du vieillissement de la population. Le nombre de chirurgies valvulaires

à l’échelle planétaire est estimé à 250 000 procédures [27]. La SA est la cause la plus

fréquente de chirurgie de remplacement valvulaire. Cette opération est d’ailleurs la

chirurgie cardiaque la plus fréquente après la revascularisation coronarienne [26]. De plus,

le remplacement de valves demeure la chirurgie la plus coûteuse avec un coût moyen de

85 187 $ comparativement à 60 853 $ pour un pontage [21]. Aux États-Unis, le taux de

remplacements valvulaires serait entre 8 et 20 valves par 100 000 individus [28].

Selon le cinquième rapport du système canadien de surveillance des maladies

cardiovasculaires, la prévalence de procédures valvulaires (réparation ou remplacement

d’une valve cardiaque défaillante) augmente à l’âge de 55, puis diminue à partir de 85 ans.

Les maladies valvulaires sont généralement d’origine dégénérative et c’est la SA qui est la

plus fréquente [29].

En résumé, les maladies valvulaires occupent une place importante au rang mondial.

Pour les pays plus développés, même si le taux global de maladies cardiovasculaires a

baissé depuis 50 ans, il y a une augmentation du taux de maladies valvulaires, en grande

partie à cause du vieillissement de la population. Les lésions valvulaires sont devenues un

des problèmes principaux de la cardiologie gériatrique et comptent parmi les causes les plus

importantes d’insuffisance cardiaque et de mort subite [24], [30].

13

I.5. Étiologie de la sténose aortique

La sclérose aortique est souvent la phase initiale d’un processus conduisant à la sténose

aortique. Elle se présente par des zones ponctuelles d’épaississement sur le côté aortique

des feuillets valvulaires qui ne causent pas d’obstruction de l’orifice valvulaire. Même en

absence de symptômes, la présence de sclérose aortique à l’échocardiographie est associée

à une augmentation de 50 % le risque d’infarctus du myocarde et de mort cardiovasculaire

[31]. Ceci est probablement lié au fait que la sclérose aortique est une manifestation d’une

maladie athérosclérotique, qui touche aussi les artères coronaires [31–33]. La maladie

coronarienne touche près de la moitié (48 %) des gens de 84 ans et plus [33].

La sténose aortique (SA) ou rétrécissement aortique se définit comme l’obstruction ou la

diminution de l’aire d’ouverture des feuillets valvulaires aortiques pendant la systole (cf.

figure I-10). Les principales causes de la SA sont : 1) la malformation congénitale, 2) le

rhumatisme articulaire et 3) la sténose dégénérative qui est maintenant plutôt considérée

comme une maladie active calcifiante liée, en partie, à l’athérosclérose. La sclérose et la

sténose aortique d’origine dégénérative s’intègrent dans un continuum de la même maladie,

allant d’un léger épaississement à une obstruction sévère [34]. La caractéristique

hémodynamique qui permet de différencier entre la sclérose et la SA est la vélocité du jet à

travers la valve aortique. On considère qu’une SA est présente lorsque la vélocité

transvalvulaire est > 2,5 m/s [35]. Stewart et al., ont trouvé que le taux de sclérose aortique

était de 26 % dans une étude comptant environ 6 000 adultes âgés de plus de 65 ans, [36].

Dans une autre étude dans laquelle l’âge moyen de la cohorte était de 80 ans, le taux de

sclérose aortique était plus élevé (40 %), alors que celui de la SA sévère était de 2,2 %

[37].

Figure I-10. Progression de la sténose aortique. Source : Avec la permission de [12].

14

I.5.1 La malformation congénitale

Il y a trois origines anatomiques de malformations congénitales qui sont reliées à la SA :

1) valvulaire, 2) sous-valvulaire et 3) supravalvulaire. Parmi ces trois origines anatomiques,

la malformation valvulaire reste cependant l’origine principale. Selon une étude récente, le

taux de malformation valvulaire bicuspide à la naissance est de 1 % et sa transmission est

entièrement génétique. Cette malformation de la valve aortique en fait aussi l’anomalie

cardiovasculaire congénitale la plus fréquente [37]. La taille des feuillets de la valve

bicuspide est similaire (cf. figure I-11) et dans deux tiers des cas il y a une crête fibreuse

sur un des feuillets [38]. Cette crête marque l’endroit où la commissure aurait dû se former.

Dans certains cas, l’arête peut donner l’impression que la valve avait trois feuillets et que

deux ont fusionné. La prévalence de valve bicuspide dans la population générale serait de

0,5 % avec une prédominance de 3 à 4 fois plus élevée chez les hommes [39]. Une récente

revue de la littérature estime plutôt que la valve bicuspide affecte 1 à 2 % de la population

[40].

Figure I-11. Patrons de la morphologie de valve bicuspide aortique. Source : Avec la permission de [41].

Les porteurs de valve bicuspide présentent des changements histologiques dans les

parois de l’aorte comme une perte de fibres élastiques et un changement de l’orientation des

cellules musculaires [40]. Ces anomalies de l’aorte proximale seraient responsables de la

plus grande majorité des dilatations, anévrismes et coarctations de l’aorte observés dans

cette population [42]. En somme, ces modifications histologiques et cliniques suggèrent

15

que la présence d’une valve bicuspide est en fait une manifestation d’un trouble généralisé

du tissu conjonctif [43], [44]. D’après certaines études, l’anomalie serait hautement

génétique [44] et il y aurait des familles qui transmettraient une valve bicuspide de façon

autosomale dominante [45], [46]. Selon la sévérité de la malformation, le diagnostic et le

traitement approprié peuvent se faire à différents âges (15 à 65 ans pour les valves

bicuspides et unicuspides) [43], [45]. La valve malformée peut avoir deux feuillets

(bicuspide; 80 % des cas) et, très rarement, avoir un seul feuillet (unicuspide) ou à l’opposé

avoir un feuillet supplémentaire (quadricuspide, cf. la figure I-12).

Figure I-12. Valve quadricuspide. (A) Valve quadricuspide explantée, (B) Valve quadricuspide en diastole et

(C) Valve quadricuspide en systole. Source : Avec la permission de [47], [48].

I.5.2 Le rhumatisme articulaire

Dans les pays industrialisés, la fièvre rhumatismale et son effet sur l’inflammation et le

rhumatisme valvulaire ont grandement diminué [29]. Par contre, dans les pays en voie de

développement cette maladie demeure la cause principale de dysfonction des valves

explantées par chirurgie [49]. La fièvre rhumatismale s’attaque au tissu conjonctif de

plusieurs parties du corps y compris les tissus cardiaques [50], [51]. Sa pathogenèse est

reliée à une réponse immunitaire exagérée due à la présence des antigènes du streptocoque

β-hémolytique. Cette altération de l’endothélium de la valve cardiaque entraîne une cascade

d’événements de destruction valvulaire [49]. En bref, la réponse inflammatoire et auto-

immunitaire du streptocoque β-hémolytique provoque un épaississement des feuillets et la

formation de végétations le long des commissures [52], [53].

16

La SA d’origine rhumatismale se présente comme une valve dont ses trois commissures

sont fusionnées, avec de petites végétations et de la fibrose. De plus, avec la progression de

la maladie, les feuillets s’épaississent et se rétractent et les commissures s’épaississent et se

calcifient. La différence avec la SA d’origine dégénérative est que pour cette dernière, la

calcification se fait plutôt au centre du feuillet et les commissures ne sont pas affectées. En

somme, la calcification rhumatismale est un processus régulé et stimulé par l’inflammation

ainsi que par l’expression et la différenciation d’ostéoblastes [52].

I.5.3 La sténose aortique dégénérative et patron de calcification

La SA dégénérative ou calcifiante est un processus progressif et lent qui entraîne

l’épaississement des feuillets et, par la suite, le développement des nodules de calcium. Ces

nodules de calcium se développent au centre des feuillets, dans la fibrosa. Avec le temps,

ces nodules deviennent un bloc de calcium quasi immobile provoquant une sténose très

sévère (cf. figure I-13).

Figure I-13. Exemple histologique de la progression de la calcification aortique. À gauche, le début d’une

lésion calcifiante et à droite, une lésion sévère. Dans les deux cas, la lésion s’étend dans la fibrose. Source :

Avec la permission de [24].

L’hypothèse de l’usure liée au vieillissement a été longtemps considérée comme la seule

explication de la SA dégénérative. Néanmoins, même si les taux de sclérose et de sténose

augmentent avec l’âge, cette détérioration ne se retrouve pas chez toutes les personnes

âgées [37]. De plus, plusieurs données cliniques et histopathologiques suggèrent que la SA

calcifiée est une maladie à progression active similaire à l’athérosclérose avec dépôt de

17

lipoprotéines athéromateuses, inflammation chronique, et calcification active des feuillets.

De même, il y a une similitude dans les facteurs de risque associés à la SA versus ceux

associés à la maladie coronarienne [52]. La sclérose de la valve aortique pourrait donc être

une des nombreuses manifestations de l’athérosclérose [54].

Les lésions de la sclérose aortique sont similaires aux lésions observées dans les plaques

d’athérosclérose : accumulation de lipoprotéines, oxydation des LDL (Low Density

Lipoprotein), infiltration de cellules inflammatoires, calcification et ossification

hétérotrophique [55], [56]. Par ailleurs, autant du côté de la valve aortique que du côté des

artères coronaires, les premières lésions débutent par des altérations de l’endothélium

survenant souvent aux endroits où la contrainte mécanique est élevé et les forces de

cisaillement à la surface de l’endothélium sont faibles [57]. L’âge moyen d’apparition des

premiers signes et symptômes des patients ayant une valve bicuspide et tricuspide

corrobore cette théorie. En effet, les valves bicuspides subissent plus de contrainte

mécanique et la présentation clinique se fait généralement 20 ans plus tôt que chez les

patients ayant une valve tricuspide [56]. Le feuillet non coronarien serait d’ailleurs le

premier feuillet affecté, car en raison de l’absence de flot diastolique coronarien, il subirait

une contrainte mécanique plus important et le taux de cisaillement à sa surface serait plus

faible [58], [59]. Il faut néanmoins souligner que les déterminants cliniques, métaboliques

et génétiques de l’athérosclérose vasculaire ne peuvent pas, pour autant, être directement

transposés à la SA, car la structure et la physiologie de la valve aortique sont très

différentes de celles des artères [23].

Les dommages et perturbations de l’endothélium permettent à des lipoprotéines

circulantes, ainsi que des cellules inflammatoires comme des lymphocytes T et des

monocytes, de s’infiltrer dans l’espace sous-endothélial. Dans cet environnement, les LDL

s’oxydent et sont phagocytés par les monocytes devenus macrophages. Ces macrophages

remplis de particules LDL oxydées hautement cytotoxiques deviennent alors des cellules

spumeuses. Un sous-groupe de macrophages produit de l’ostéopontine, une protéine

impliquée dans la calcification vasculaire [60]. L’enzyme de conversion de l’angiotensine

est associée, voire même transportée dans les feuillets valvulaires par les particules de

cholestérol LDL [61], [62]. Les lymphocytes T et les macrophages s’infiltrent dans

18

l’endothélium et relâchent des cytokines agissant sur les fibroblastes valvulaires et

favorisent la prolifération cellulaire ainsi que le remodelage de la matrice extracellulaire.

Une néovascularisation se produit au niveau des feuillets valvulaires endommagés, ce qui

exacerbe l’infiltration de lipides et de cellules inflammatoires [63]. Un sous-groupe de

fibroblastes valvulaires se différencie en myofibroblastes (cellules possédant les

caractéristiques des cellules musculaires lisses). Ces myofibroblastes se différentient en

ostéoblastes, cellules capables de produire des dépôts de calcium et même du tissu osseux

[64]. La calcification débute en des foyers microscopiques extracellulaires qui, à la toute fin

du processus, forment de larges nodules de calcium avec des cellules inflammatoires

seulement en périphérie. Les LDLs provenant du sous-endothélium sont oxydés et

phagocytés par les macrophages qui évoluent alors en cellules spumeuses. Le système

rénine angiotensine pourrait également contribuer à la pathogenèse de la maladie. Une

étude récente a aussi montré que des mutations du gène NOTCH1 prédisposent au

développement de la valve aortique bicuspide et à la calcification valvulaire par la suite

[44] (cf. figure I-14). Au fur et à la mesure que le taux de calcification augmente, il y a un

épaississement progressif des feuillets valvulaires ainsi qu’une immobilisation graduelle.

Figure I-14. Patrons potentiels de la sténose aortique. ACE signifie enzyme de conversion de l’angiotensine,

IL : interleukine, TGF : facteur de croissance et de transformation, MMP : métalloprotéinases de la matrice.

Source : Courtoisie de Nancy Côté, CRIUCPQ.

19

Plusieurs facteurs de risque cardiovasculaire ont été associés à la SA dont :

l’hypercholestérolémie, l’hypertension, le diabète, l’insuffisance rénale et le syndrome

métabolique (SM) [12]. Le SM est un ensemble de perturbations métaboliques associées à

l’accumulation excessive de graisse abdominale. Les composantes du SM incluent une

dyslipidémie athérogénique, ainsi qu’un état pro-inflammatoire et pro-thrombotique lié à

l’insulino-résistance [65], [66]. Une étude de notre groupe a montré que le SM est présent

chez 40 % des sujets avec SA et la progression de SA est deux fois plus rapide chez les

patients porteurs du SM [67].

En résumé, la plupart des formes de SA dite « dégénérative » constituent un processus

athérosclérotique actif caractérisé par le dépôt de lipoprotéines, l’inflammation chronique et

la calcification des feuillets. Plusieurs facteurs génétiques et métaboliques pourraient donc

être impliqués dans la pathogenèse de cette maladie.

I.6. Impact hémodynamique et clinique de la sténose aortique

I.6.1 L’hypertrophie ventriculaire gauche

La valve aortique induit donc par son épaississement et la restriction du mouvement de

ces feuillets, une augmentation de la résistance à l’éjection ventriculaire gauche, donc une

surcharge de pression sur le VG. En réponse à cette élévation de la pression du VG, une

série de mécanismes compensatoires s’enclenche. En effet, la surcharge de pression à

l’intérieur du VG entraine une augmentation de la contrainte au niveau des parois du VG

[68]. Cette augmentation de contrainte pariétale du VG amène à la réplication en parallèle

des sarcomères ainsi qu’à l’augmentation du diamètre des cardiomyocytes, conduisant à

l’épaississement des parois du VG. Ce remodelage pariétal se fait au détriment de la cavité

ventriculaire et mène à un remodelage et même à une hypertrophie (lorsque le phénomène

est plus accentué) concentrique du VG. Les patients qui présentent une hypertrophie sévère

du VG et un remodelage concentrique ont un haut risque de mortalité postopératoire lors du

20

remplacement valvulaire [69–71]. Pourtant, le remodelage du VG est considéré comme un

des mécanismes déterminants de l’adaptation à la surcharge de pression qu’impose la SA.

Le processus d’hypertrophie ventriculaire gauche répond physiquement à la loi de

Laplace (cf. figure I-15).

Figure I-15. Schéma Loi de Laplace.

Cette loi décrit la contrainte pariétale (τ), c’est-à-dire la force par unité d’aire du

myocarde, et est donnée par la pression, le rayon ainsi que l’épaisseur des parois du

ventricule gauche (cf. équation 1).

Équation 1 :

L’obstruction produite par la SA à l’éjection provoque une élévation de la pression dans

le VG. Pour que la contrainte pariétale (τ) demeure le même et que la contraction reste dans

les limites de la normale, l’épaisseur de la paroi doit augmenter. Cette hypertrophie

concentrique va permettre la compensation de l’augmentation de la pression

intraventriculaire, en normalisant la contrainte pariétale, mais jusqu’à une certaine limite.

D’ailleurs, l’hypertrophie concentrique est aussi associée à la diminution du flot coronarien

21

chez les patients avec SA [72], [73], mais ceci n’est pas une affection isolée, car d’autres

facteurs peuvent également l’influencer tels que : 1) la diminution du temps de perfusion

diastolique, 2) la perturbation de la relaxation diastolique et 3) l’augmentation de la

contrainte pariétale diastolique [23].

Bien que l’hypertrophie ventriculaire gauche apparaisse comme une adaptation naturelle

bénéfique pour le patient, elle apporte malheureusement plusieurs effets

physiopathologiques négatifs à long terme qui entraînent l’apparition de symptômes. Outre

ces effets à long terme, le concept selon lequel l’hypertrophie ventriculaire gauche aide à

maintenir la fonction ventriculaire gauche normale a récemment été remis en cause.

Plusieurs études suggèrent plutôt que l’hypertrophie ventriculaire gauche n’est pas

nécessairement un processus d’adaptation bénéfique, mais un facteur de risque additionnel

chez les sujets atteints de SA [74–76].

I.6.2 Les symptômes

Les patients avec rétrécissement aortique peuvent demeurer longtemps

asymptomatiques. Le premier diagnostic se fait souvent par l’auscultation où un souffle

d’éjection se fait entendre. La maladie progresse à un rythme très variable selon les

individus et l’apparition des symptômes marque un point tournant dans l’histoire naturelle

de cette maladie (cf. figure I-16). Les quatre principaux symptômes de la SA sont par ordre

de fréquence : 1) la dyspnée, 2) l’angine de poitrine, 3) la syncope et 4) l’insuffisance

cardiaque. La survie des patients asymptomatiques est similaire à celle de la population

générale tandis que le pronostic des patients symptomatiques est sombre en l’absence de

traitement avec un taux de mortalité de l’ordre de 25 % à 1 an et 50% à 2 ans [77]. La

bonne compréhension de la pathophysiologie des symptômes de la sténose aortique est

donc fondamentale dans le traitement de la maladie.

22

Figure I-16. Histoire naturelle de la sténose aortique. La survie est similaire à la population normale jusqu’à

l’apparition des symptômes. La survie chute drastiquement suite à l’apparition des symptômes en l’absence de

traitement chirurgical. Source : Avec la permission de [78].

I.6.2.1 La dyspnée

La diminution de la relaxation ventriculaire gauche, l’élévation des pressions

diastoliques ventriculaire et auriculaire entraînent l’apparition d’un autre symptôme

classique de la SA : la dyspnée. La dyspnée comme manifestation initiale de la sténose

aortique est rapportée chez 38,6 % des patients [79]. L’élévation des pressions diastoliques

qui augmentent la pression des capillaires pulmonaires mène à une congestion alvéolaire.

Au début elle se manifeste par des épisodes de dyspnée paroxystique à l’effort puis

nocturne et finalement par une dyspnée permanente. L’insuffisance cardiaque est aussi

principalement reliée à la dysfonction diastolique, donc à l’hypertrophie ventriculaire

gauche et à la fibrose myocardique. Elle est aussi liée à l’atteinte du matériel contractile due

aux épisodes répétés d’ischémies entraînés par l’épuisement de la réserve coronarienne.

23

I.6.2.2 L’angine de poitrine

L’hypertrophie ventriculaire gauche conduit à la diminution relative du flot sanguin

coronarien, ce qui entraîne un déséquilibre entre les besoins plus élevés en énergie du VG

et la perfusion sanguine du myocarde. Ce déséquilibre peut mener à l’ischémie et par

conséquent à une des principales manifestations cliniques de la SA : l’angine de poitrine

[72], [75], [76]. À long terme, ce déséquilibre entre la demande et l’apport d’oxygène peut

conduire à des dommages myocardiques sévères. L’hypertrophie ventriculaire gauche

amène à l’augmentation de la fibrose myocardique, ce qui altère la relaxation du VG et

prédispose au développement de la dysfonction diastolique et puis de la dysfonction

systolique [80], [81]. En effet, la réduction de l’élastance et de la compliance du VG

diminue sa capacité de se remplir sous des pressions normales [80]. Le ventricule gauche

dépendra alors de plus en plus de la contraction de l’oreillette gauche pour le remplissage

diastolique. De plus, cette contraction augmente la pression ventriculaire gauche

diastolique, ce qui contribue à diminuer la perfusion coronarienne en diastole et touche de

même la pression systolique dans l’aorte. Par conséquent, le temps nécessaire pour

reperfuser le sous-endocarde après la compression systolique est prolongé [72], [82].

Par ailleurs, dans le processus d’hypertrophie ventriculaire gauche, la croissance des

vaisseaux coronariens ne s’effectue pas proportionnellement à l’hypertrophie des myocytes.

De plus, l’augmentation de la pression intraventriculaire gauche provoque une compression

des vaisseaux coronaires intramyocardiques, principalement au niveau du sous-endocarde.

Cette compression extravasculaire des vaisseaux coronaires augmente la résistance du

réseau coronarien et par conséquent diminue le flot coronarien en systole [83]. Lorsque la

contrainte pariétal est élevé, la perfusion coronarienne en protodiastole est diminuée,

particulièrement dans la région sous-endocardique où la pression est plus élevée [72], [84].

Tous ces facteurs contribuent à l’épuisement de la réserve coronarienne (RC) qui se définit

comme le rapport du débit myocardique à la vasodilatation maximale (Qmiomax), après

l’administration d’un vasodilatateur (le dypiridamole ou d’adénosine), et le débit

myocardique mesuré au repos (Qmiorepos). Elle représente une mesure caractéristique de la

24

capacité résiduelle de vasodilatation des artères coronaires à la suite d’une augmentation de

la demande métabolique du myocarde (cf. équation 2) :

Équation 2 :

Cette réduction de la RC qui est plus prononcée dans la région sous-endocardique serait le

facteur clef responsable de l’ischémie myocardique chez les patients avec SA, VG

hypertrophié et coronaires normales [85], [86].

En résumé, c’est la disproportion entre le débit coronarien nettement insuffisant et les

besoins énergétiques accrus d’un myocarde hypertrophié qui provoquent l’apparition des

symptômes d’angine chez les patients avec SA [83]. Outre l’élévation de la masse

ventriculaire gauche, d’autres facteurs contribuent à l’élévation des besoins en oxygène

myocardique : l’allongement du temps d’éjection et l’élévation de la pression ventriculaire

gauche autant en systole qu’en fin de diastole. D’un autre côté, la diminution de la pression

de perfusion coronarienne due à l’élévation drastique de la compression des artères

coronaires ainsi qu’à la diminution du gradient de perfusion transmyocardique,

l’augmentation de la rigidité du VG, ainsi que la diminution relative de la densité des

capillaires contribuent fortement à réduire la perfusion coronaire. Cette sous-perfusion est

donc responsable du développement de l’ischémie surtout au niveau du sous-endocarde et

surtout à l’effort.

I.6.2.3 La syncope

Les étourdissements voire même la syncope sont une manifestation clinique rencontrée

aux stades plus avancés de la SA. La syncope est la première manifestation de la SA chez

15 % des patients [79]. Différentes causes ont été associées au mécanisme de la syncope

comme l’hyperactivité réflexe du sinus carotidien, l’insuffisance abrupte du VG et

l’ischémie du myocarde. C’est l’élévation de la pression et du contrainte pariétal

ventriculaire gauche qui stimule les barorécepteurs [87]. Cela induit une vasodilatation

25

périphérique suivie d’une hypotension artérielle, et occasionnellement une bradycardie

diminuant ainsi le retour veineux et l’irrigation cérébrale [79], [87]. Ce phénomène est

connu comme le réflexe Bezold-Jarisch [88], [89]. L’angor et la syncope se manifestent

plus souvent à l’effort, car il y une vasodilatation périphérique qui n’est pas compensée par

une élévation adéquate du débit cardiaque à cause de l’obstruction valvulaire [90].

Si la syncope se produit au repos par contre, elle est communément attribuée à des

arythmies ventriculaires ou à des troubles de conduction électrique. En effet, l’hypertrophie

ventriculaire gauche pourrait aussi conduire à des anomalies électrophysiologiques. Les

arythmies ventriculaires peuvent aussi être d’origine ischémique due à l’épuisement de la

réserve coronarienne. Ces arythmies ventriculaires peuvent mener à la syncope et même à

la mort subite [88]. Bien qu’une étude ait trouvé que la mort subite sans symptôme

préalable était d’environ 1 % par année, elle survient généralement chez des patients déjà

symptomatiques [91]. Une ischémie myocardique transitoire aiguë pourrait aussi provoquer

une diminution brutale de l’irrigation cérébrale, ce qui peut également conduire à des

syncopes. L’apparition des symptômes serait reliée à l’interaction entre la sévérité de la SA,

la fonction du VG et les besoins métaboliques particuliers de chaque patient [92].

I.6.3 Évaluation de la sévérité de la sténose aortique

Jusqu’à ce jour le remplacement valvulaire aortique (RVA) demeure le seul traitement

efficace de la SA. Selon les guides de pratique de l’American Heart Association et de

l’American College of Cardiology (AHA/ACC), la décision d’effectuer un RVA est

essentiellement déterminée par deux critères [93]: 1) la présence d’une SA sévère et 2) la

présence de symptômes. Il est donc essentiel d’évaluer de façon précise la sévérité de la SA

ainsi que les symptômes.

26

I.6.3.1 Examen physique

La SA est initialement détectée par auscultation de routine et se caractérise par un

souffle systolique « crescendo-decrescendo ». Avec la progression de la sévérité de la SA,

le souffle devient plus intense et le pic survient plus tardivement dans la systole. Quand la

SA est très sévère l’intensité du souffle diminue due à la baisse du débit cardiaque [87],

[94], [95].

I.6.3.2 Échocardiographie Doppler (ED)

L’ED est le principal outil d’évaluation de la sévérité de la SA. L’ED permet d’évaluer

la fonction ventriculaire, incluant l’hypertrophie du VG, le degré de calcification valvulaire,

le gradient transvalvulaire et l’aire valvulaire effective (AVE). L’ED est basée sur l’effet

Doppler décrit en 1842 par le physicien Christian Doppler. Cet effet montre que la

fréquence sonore augmente lorsque la cible se dirige vers la sonde émettrice et diminue

lorsqu’elle s’en éloigne. Dans le système circulatoire, les cibles sont les globules rouges.

Lorsqu’un faisceau d’ultrasons, émis par la sonde émettrice/réceptrice de fréquence connue,

(F0) traverse le cœur ou les grandes artères, il est réfléchi par les globules rouges. La

fréquence des ultrasons réfléchis augmente lorsque les globules rouges s’éloignent de la

sonde. Nous pouvons alors définir la fréquence Doppler comme la différence entre la

fréquence d’émission (F0) et la fréquence de retour. En tenant compte du fait que le

faisceau d’ultrasons parcourt deux fois le trajet émetteur-récepteur et de la dépendance

angulaire (θ), nous aboutissons à l’expression de la fréquence Doppler donnée par

l’équation 3.

Équation 3 : | |

27

Où Fd est la fréquence Doppler, θ est l’angle entre le faisceau et la direction du flux, V

est l’amplitude de la vitesse, F0 est la fréquence d’émission et C0 est la vitesse de

propagation du son dans le milieu.

La dépendance de la fréquence Doppler à l’orientation angulaire peut entraîner une

mauvaise qualité d’image Doppler. En effet, les meilleures conditions Doppler sont

obtenues lorsque le faisceau ultrasonore est aligné parallèlement à l’axe de déplacement du

flux sanguin (θ=0°). Au contraire, les meilleures conditions d’imagerie anatomique sont

obtenues lorsque le faisceau d’ultrasons est perpendiculaire au réflecteur tissulaire : parois

du cœur ou parois des vaisseaux.

Il existe deux types de mode Doppler pour mesurer la vitesse sanguine : le Doppler pulsé

et le Doppler continu. Brièvement, dans le mode continu l’émission de l’onde sonore (par

le cristal émetteur) et l’écoute (par le cristal récepteur) est permanente/constante. Tandis

que dans le mode pulsé, un seul cristal effectue alternativement des cycles d’écoute et

d’émission.

À partir de la mesure de vitesse au niveau de la valve aortique, il est possible de calculer

le gradient transvalvulaire (GTV) en utilisant l’équation de Bernoulli simplifiée (cf.

équation 4), où Vmax est la vitesse transvalvulaire maximale.

Équation 4 :

L’AVE se calcule en utilisant l’équation de continuité laquelle considère que le débit

traversant la valve aortique est resté le même en amont et en aval (Q1 = Q2). Le volume

d’éjection dans la voie de chasse du VG (VECCVG) est calculé en multipliant l’intégrale

temps-vélocité (ITVCCVG), mesurée par Doppler pulsé, par l’aire de la CCVG (ACCVG) qui

est supposée circulaire. L’intégrale temps-vélocité au niveau de l’aorte (ITVAo) est obtenue

en utilisant le Doppler continu (cf. équation 5 et figure I-17).

Équation 5 :

(

)

28

Figure I-17. Diagramme schématique de l’équation de continuité. A2 est l’AVE, A1 est ACCVG, V1 est ITVCCVG

et V2 est ITVAo. Source : Avec la permission de [35].

L’AVE représente l’aire hémodynamique fonctionnelle de la valve aortique tandis que

l’aire valvulaire anatomique (AVA) représente la surface d’ouverture de la valve aortique.

Plus spécifiquement, quand le flot sanguin traverse la surface de la valve aortique (l’AVA),

il se contracte et s’accélère en conduisant à une surface de contraction maximale du jet

sanguin où la vitesse atteint sa magnitude maximale. Cette surface est connue comme la

vena contracta qui correspond à l’AVE. L’AVA et l’AVE sont reliées par un coefficient de

contraction (Cc) qui dépend de la géométrie de la valve ainsi que de celle de la CCVG et du

débit sanguin [96], [97] (cf. figure I-18). Le Cc est proche de 0,6-0,7 quand la géométrie de

la valve est plate et perpendiculaire au débit, ce qui arrive dans le cas d’une valve sténosée.

D’autre part, quand la valve est saine le Cc est proche de 1. L’AVE est étroitement liée au

GTV et à la charge ventriculaire imposés par la valve sténosée, ce qui n’est pas toujours le

cas de l’AVA [96], [98]. D’un point de vue clinique, l’AVE est aussi un prédicteur du

pronostic du patient [99], [100].

L’aire de la CCVG et la vitesse du flot sanguin en amont et en aval de la valve sont

mesurables et peuvent être utilisées pour déterminer l’AVE par ED mais plusieurs

limitations peuvent altérer cette mesure [78], [101] : i) une fenêtre acoustique inadéquate et

une mauvaise qualité des images dans certaines conditions (patients peu échogènes, obésité,

maladie pulmonaire obstructive chronique, etc); ii) une sous-estimation potentielle des

vitesses mesurées à cause d’un mauvais alignement du faisceau Doppler avec le jet

29

sanguin; iii) un risque d’erreur de mesure du diamètre de la CCVG dû à la mauvaise qualité

de l’image et/ou une position sous-optimale du plan de l’image; iv) un risque de sous-

estimation de l’aire de la CCVG lié au fait que celle-ci est souvent de forme ovale et que

l’ED mesure en général le petit diamètre; v) la variabilité des tracés manuels des

enveloppes de vitesse pour le calcul des ITVs, etc [93]. L’incidence des examens non

interprétables ou discordants peuvent aller jusqu’à 20 % à bas débit [93]. Il existe aussi

plusieurs difficultés techniques pour la mesure de l’AVA [96]. La visualisation de l’orifice

est souvent limitée par la qualité et la position sous-optimale des images.

Figure I-18. Diagramme explicatif des aires valvulaires. L’aire valvulaire anatomique est représentée par

l’AVA et l’aire valvulaire effective est représentée par l’AVE.

I.6.3.3 Échocardiographie Doppler 3D

L’ED est la modalité d’imagerie de premier choix pour l’évaluation des cardiopathies.

Cependant, la nature bidimensionnelle de l’ED traditionnelle ne permet pas d’obtenir de

structures cardiaques 3D. Les nouvelles technologies ED permettent la reconstruction

dynamique 3D des valves cardiaques avec une assez bonne résolution spatiale (cf. figure I-

19) [102], [103].

La reconstruction 3D se réalise à l’aide d’un balayage pyramidal du volume, permettant

ainsi la visualisation de l’appareil valvulaire. L’ED transoesophagienne en 3D permet

d’obtenir des meilleures images que l’ED transthoracique 3D, cependant l’approche

30

transoesophagienne résulte plus invasive. La visualisation par ED 3D est de plus en plus

utilisée dans l’évaluation pre- post- opératoire de l’anatomie valvulaire et des volumes

ventriculaires.

Figure I-19. Échocardiographie en 3D des valves cardiaques. A) Mitrale sténosée; B) Mitrale avec prolapse;

C) Normale tricuspide valve et D) Normal aortique valve. Source : Avec la permission de [103].

I.6.3.4 Cathétérisme cardiaque

La plupart des patients avec sténose aortique ont aussi une forte prévalence des maladies

coronariennes. En conséquence, une évaluation par angiographie est réalisée avant la

chirurgie pour évaluer la présence des obstructions aux artères coronaires et planifier une

éventuelle revascularisation pendant la chirurgie de remplacement valvulaire aortique.

L’évaluation hémodynamique de la SA en utilisant le cathétérisme cardiaque rétrograde

n’est plus recommandée si l’évaluation non invasive de la valve aortique est adéquate pour

évaluer la la sévérité de la sténose. Néanmoins, quand les antécédents du patient, l’examen

physique et l’évaluation par ED sont inconsistants (laissant un doute sur la réelle sévérité

de la SA) une étude invasive peut être utile pour évaluer la fonction de la valve aortique.

Afin d’avoir un diagnostic précis à partir des mesures invasives, la détermination précise du

gradient de pression transvalvulaire (ΔP) et du débit cardiaque ( ̅) sont déterminants, car

31

ces paramètres sont utilisés pour le calcul de l’AVE en utilisant l’équation de Gorlin (cf.

équation 6) [104].

Équation 6 : ̅

√

Le gradient transvalvulaire est déterminé par la mesure directe de la pression dans

l’aorte proximale et dans le ventricule gauche (cf. figure I-20). Cette mesure peut se réaliser

avec un ou deux capteurs selon la technique utilisée [105]. Il est recommandé d’utiliser

deux capteurs distincts ou encore mieux un cathéter à deux capteurs. La technique avec un

capteur est moins précise car l’enregistrement des pressions aortique et ventriculaire gauche

n’est pas simultané. Il faut considérer le positionnement du capteur aortique afin d’éviter de

le placer dans la zone du recouvrement de pression (conversion de l’énergie cinétique en

énergie potentielle en aval de la SA) [106].

Figure I-20. Différents types de gradients mesurés par cathétérisme. Gradient transvalvulaire (GTV) moyen,

GTV maximal (GTV max) et GTV pic-à-pic.

D’autre part, le débit cardiaque est déterminé par thermodilution, cette approche est

précise dans la plupart des cas. À bas débit, elle est moins précise et dans ce cas la méthode

de Fick est préférée pour estimer le débit cardiaque. La principale limitation du

cathétérisme cardiaque est le risque potentiel d’embolie cérébrale qui peut être provoquée

par le détachement de particules de calcium au moment du passage de la valve aortique

[107] (cf. figure I-21).

32

Figure I-21. Lésion d’embolisme cérébral évalué par résonance magnétique. Source : Avec la permission de

[107].

I.6.3.5 Valeur pronostique de l’aire valvulaire effective

Le gradient et la vélocité maximale sont des puissants prédicteurs de l’incidence du

remplacement valvulaire aortique. Ce sont des indices très spécifiques : un gradient ou une

vélocité élevés sont presque toujours un marqueur d’une sténose sévère et de la nécessité

d’un RVA à court terme [108–111]. Par contre ces indices manquent de sensibilité car ils

peuvent être pseudo-normalisés en cas de bas débit transvalvulaire qui survient dans

environ 10 à 30 % des patients avec SA (5 à 10% avec FEVG abaissée et 10-25% avec

FEVG conservée). Il a aussi été montré que la progression de la sténose est très variable

d’un patient à l’autre (cf. figure I-22 et I-23).

La valeur prognostique du gradient et de la vélocité maximale est probablement

surestimée, car le cardiologue se base en grande partie sur ces indices pour référer un

patient en chirurgie de remplacement valvulaire. D’ailleurs de façon intéressante, le

gradient ou la vélocité sont rarement prédicteurs de la survie globale ou cardiovasculaire et

lorsqu’une association a été observée, elle était en sens inverse : un bas gradient prédisant

une mortalité plus élevée [112], [113].

33

Figure I-22. Survie prospective annuelle du gradient transvalvulaire chez de patients avec sténose aortique

montrant la variabilité individuelle. Source : Avec la permission de [108].

Figure I-23. Survie prospective annuelle du gradient transvalvulaire chez de patients avec sténose aortique.

Source : Avec la permission de [111].

L’AVE est moins dépendante du débit et présente donc une meilleure sensibilité que le

gradient et la vélocité pour identifier une sténose sévère. Plusieurs études ont démontré

qu’une AVE<1.0 cm2 est un puissant prédicteur de mortalité (cf. figure I-24) [100], [114].

En résumé ces données montrent l’importance de l’AVE pour quantifier la sévérité de la

sténose aortique et prédire le prognostic du patient. Cependant, dans une proportion

substantielle de patients, l’ED ne permet pas d’obtenir une mesure précise de l’AVE et/ou

cette mesure discorde avec les autres indices de sévérité. Il y a donc un grand besoin de

développer d’autres méthodes non-invasives, précises et reproductibles pour mesurer

l’AVE chez ces patients.

34

Figure I-24. Survie à 8 ans en fonction de l’aire valvulaire effective. Source : Avec la permission de [100].

I.6.3.6 Évaluation de la cinétique d’ouverture et de fermeture de la valve aortique par

écho-Doppler

La mesure de l’AVE est basée sur la supposition que l’orifice valvulaire reste constant

pendant la période d’éjection ventriculaire. Au cours de la systole, le débit transvalvulaire

augmente de zéro à sa valeur maximale pour revenir à zéro à la fin de l’éjection. Ce

mécanisme d’ouverture et fermeture a été étudié par plusieurs chercheurs qui ont montré

que l’AVE change au cours de la systole [115–120]. La première étude pour l’évaluation de

la cinétique d’ouverture et de fermeture de la valve aortique par ED a utilisé une approche

simplifiée de l’équation de continuité pour estimer l’AVE avec trois points de la systole

(accélération, pic et décélération) en rapportant une différence significative entre ces trois

points [115], [121]. Cette approche a été reprise pour comparer le patron temporel

d’ouverture d’une valve aortique normale et une valve sténosée (cf. figure I-25).

La cinétique d’ouverture et de fermeture de la valve aortique a aussi été explorée en

utilisant la planimétrie de l’orifice anatomique par échocardiographie 2D qui fournit des

résultats similaires à ceux rapportés auparavant, mais avec une meilleure résolution

temporelle (cf. figure I-26) [117]. Plusieures études ont montré que le patron de cinétique

d’ouverture, et en particulier une ouverture plus lente de l’AVE ou de l’AVA apporte une

valeur prognostique incrémentale par rapport aux valeurs moyennes de l’AVE ou du

gradient classiquement utilisés [118–120].

35

Figure I-25. Patron d’ouverture d’une valve normale et une valve sténosée. Source : Avec la permission de

[116].

Figure I-26. Exemple de planimétrie pour l’évaluation de la cinétique valvulaire aortique. A est une sténose

sévère, B une sténose modérée et C une sujet contrôle. Source : Avec la permission de [117].

Ainsi, la mesure des indices de cinétique d’ouverture et de fermeture pourrait améliorer

la prédiction du risque de progression rapide de la maladie par rapport aux indices

standards comme le gradient et l’AVE. Cependant, la mesure de l’AVE instantanée est

difficile à obtenir par ED et la variabilité de cette mesure et assez élevée. L’IRM pourrait

36

permettre de mesurer de façon plus facile et plus fiable l’AVE instantanée et les indices de

cinétique d’ouverture et de fermeture.

Les indices de la sévérité de la SA qui sont actuellement les plus utilisés sont la vélocité

maximale du jet transvalvulaire, le gradient de pression transvalvulaire (qui est dérivé de la

vélocité) et l’AVE. La principale limitation de la vélocité ou du gradient transvalvulaire est

qu’ils sont influencés par le débit sanguin qui est souvent anormalement bas chez les

patients avec SA [122–124]. L’AVE est moins dépendante du débit que les autres indices,

mais elle est plus sujette aux erreurs de mesures car son calcul nécessite l’inclusion de

plusieurs mesures. Une SA est considérée comme modérée, sévère ou critique si son AVE

est respectivement, ≤1,5 cm2 et >1 cm2, ≤1 cm2 et >0,75 cm2, ou ≤0,75 cm2. Cependant, il

est bien connu que les patients avec une SA ayant une AVE similaire peuvent présenter des

symptômes et une évolution clinique très différents [100], [111].

Il existe d’autres indices qui sont mesurés en utilisant l’ED. Parmi eux se trouvent : la

vitesse maximale, le ratio des vitesses dans la CCVG et dans l’aorte, la compliance

artérielle, le pourcentage de perte en travail ventriculaire, la pression de recouvrement,

l’indice de perte d’énergie, l’impédance valvulo-artérielle, la résistance valvulaire et l’aire

valvulaire projetée [35]. Cependant, ce travail est principalement concentré sur la mesure

de l’AVE car c’est probablement une des mesures les plus essentielles dans la

quantification de la sévérité de la sténose comme telle.

I.6.3.7 Biomarqueurs sanguins

En raison de l’importance de l’état symptomatique pour prédire le pronostic des patients

avec SA et de la difficulté de l’évaluation des symptômes chez certains sujets et en

particulier chez les personnes âgées, il s’est avéré important d’identifier des biomarqueurs

permettant de mieux évaluer le pronostic. Le peptide natriurétique de type B (BNP, brain

natriuretic peptide) est un marqueur de tension pariétale du ventricule gauche [125–128].

Plusieurs études ont rapporté que le BNP ou ProBNP (son précurseur) corrèle bien avec la

sévérité de la sténose et la présence des symptômes chez les patients avec SA. En outre, les

37

patients asymptomatiques avec une probabilité élevée de survenue de symptômes ont aussi

des concentrations plus élevées de ce peptide par rapport à ceux qui restent

asymptomatiques. Ainsi, le BNP pourrait devenir un marqueur utile pour prédire

l’apparition des symptômes et, par conséquent la nécessité d’un remplacement valvulaire

aortique. Cependant, il existe une grande variabilité dans les valeurs seuils de BNP pour

prédire un mauvais pronostic, ce qui limite l’application clinique. Par ailleurs, l’âge, la

présence de la maladie rénale [129], l’hypertension artérielle pulmonaire [130], et l’obésité

[131] interfèrent avec la valeur prédictive de BNP mesurée.

Une récente étude a proposé un score multiparamétrique prenant en compte le pic de

vélocité transvalvulaire, le BNP et le sexe des patients. Ce score peut être calculé par la

formule suivante : Score = [pic de vélocité transvalvulaire (m/s) × 2] + [logarithme naturel

du BNP (pg/ml) × 1.5] + 1.5 (si le sujet est une femme) [132]. Ce score est un bon

prédicteur de la survie des patients dans une cohorte de 107 patients avec SA

asymptomatique suivis pendant 20 mois (cf. figure I-27).

Figure I-27. Analyse de survie sur les quartiles de la cohorte. Les valeurs pour chaque quartile de 1 à 4 : 12,9,

14,6, 16,2 et 19,7. Les chiffres en dessous représentent les patients à risque à chaque point du temps. Source :

Avec la permission de [132].

38

I.7. Traitement de la sténose aortique

Il n’existe aucun traitement pharmacologique pour ralentir ou bloquer la progression de

la SA. Les seuls traitements efficaces pour la SA sévère symptomatique sont le

remplacement chirurgical de la valve aortique et l’implantation percutanée de bioprothèse.

I.7.1 Traitement médical

De nos jours, aucun traitement médical n’est efficace pour les maladies valvulaires.

Cependant, de récentes études sur la pathogenèse de la maladie indiquent que la SA est

causée par un processus inflammatoire actif semblable à celui de l’athérosclérose [133],

[134]. Ainsi, sans surprise, les traitements pour retarder la progression de la maladie

coronarienne ont été étudiés en espérant produire des effets similaires chez les patients

présentant une sténose aortique. Les plus importants d’entre eux sont les inhibiteurs 3-

hydroxy-3-méthylglutaryl-CoA réductases ou statines [135], [136].

Les résultats de plusieurs études rétrospectives et une étude prospective montrent que les

patients recevant des statines ont une progression plus lente de la sténose comparée aux

individus ne les recevant pas [135–137]. Cependant, 3 essais cliniques randomisés

(SALTIRE, SEAS, ASTRONOMER) n’ont pas démontré de bénéfice des statines pour

ralentir la progression de la sténose et diminuer les événements adverses [138–140].

Étant donné que la SA survient généralement chez les patients âgés, ces patients

présentent souvent une diminution de la compliance artérielle et/ou une augmentation des

résistances vasculaires systémiques. Ainsi, le VG de ces patients fait face à une double

charge (valvulaire et artérielle) [141], [142]. Il n’y a pas de recommandation précise quant

aux particularités de l’hypertension artérielle chez les patients atteints de SA. Certains

articles et guides de pratique recommandent de ne pas utiliser les vasodilatateurs chez les

39

patients avec SA sévère en raison du risque d’hypertension artérielle. Cependant, d’autres

études ont montré que les vasodilatateurs, et en particulier, les inhibiteurs de l’enzyme de

conversion de l’angiotensine sont bien tolérés chez ces patients [61], [143] et d’autres

études ont même suggéré que ces agents peuvent retarder la progression de la SA et de la

dysfonction VG [61], [109], [143], [144]. Les vasodilatateurs doivent cependant être

utilisés avec prudence chez les patients avec SA sévère.

I.7.2 Remplacement valvulaire aortique

L’introduction de la chirurgie de remplacement valvulaire au début des années 1960 a

considérablement amélioré le pronostic des patients avec des maladies cardiaques

valvulaires. Environ 90 000 substituts valvulaires sont désormais implantés aux États-Unis

et 280 000 dans le monde entier chaque année. En dépit des améliorations marquées dans la

conception de prothèses valvulaires et de procédures chirurgicales au cours des dernières

décennies, le remplacement valvulaire aortique (RVA) n’est pas une panacée pour le

patient. En effet, la maladie de la valve native est souvent remplacée par la « maladie de

prothèse valvulaire ». L’avenir des patients subissant un RVA dépend de la performance

hémodynamique, la durabilité et la thrombogénicité de la prothèse. Néanmoins, un bon

nombre des complications liées aux prothèses peuvent être évitées ou minimisées par un

choix optimal du type de prothèse selon le profil du patient et un suivi médical rigoureux

après l’implantation.

Les guides de pratique recommandent un RVA (indication Classe I) en présence d’une

SA sévère symptomatique. Les patients avec une sténose aortique symptomatique ont un

très mauvais pronostic sous traitement médical, avec 75% de risque de décès après 3 ans

suite à l’apparition des symptômes (cf. figure I-28) [145].

Le risque de mort subite est très faible pour un patient avec sténose aortique sévère ne

présentant pas de symptômes. Le RVA n’est donc pas indiqué pour ces patients.

Cependant, des études suggèrent qu’une approche basée sur l’attente des symptômes peut

40

conduire à une intervention trop tardive alors que les dommages myocardiques sont

devenus irréversibles [146]. Les guides de pratique envisagent le RVA chez un patient

asymptomatique seulement lorsque la sténose est très sévère (AVE<0.6 cm2) et que le

risque opératoire prédit est faible. Enfin des études récentes ont remis en cause la valeur

prognostique des symptômes chez les patients avec SA [100]. Dans cette étude de la Mayo

Clinic, le meilleur critère pour prédire la survie était une AVE<1.0 cm2 quel que soit l’état

symptomatique.

Figure I-28. Survie des patients avec une sténose aortique opérés et non opérés. Source : Avec la permission

de [145].

Chez les patients avec une fraction d’éjection réduite (<40%) , un bas débit et un bas

gradient (<40 mmHg), il est important de distinguer une sténose vraiment sévère avec

pseudo-normalisation du gradient d’une sténose pseudo-sévère où le flux généré par le

ventricule affaibli par une maladie concomitante est incapable d’ouvrir une valve

modérément sténosée [147]. Dans la première situation, le RVA sera bénéfique. Dans la

seconde situation, ces patients sont peu susceptibles de bénéficier du RVA.

L’échocardiographie de stress à la dobutamine est très utile chez ces patients pour

distinguer les sténoses vraiment sévères des sténoses pseudo-sévères et pour évaluer la

présence de réserve contractile [148]. Cette information permet d’améliorer la stratification

du risque et la prise en charge thérapeutique des patients.

41

Les patients avec sténose aortique ont souvent une compliance artérielle diminuée. Le

ventricule gauche fait donc face à une double charge hémodynamique : une charge

valvulaire en raison de la sténose valvulaire et la charge artérielle en raison de la

diminution de compliance artérielle et l’augmentation des résistances vasculaires

systémiques. Notre groupe a donc proposé un nouvel indice échocardiographique afin

d’évaluer la charge hémodynamique globale : l’impédance valvulo-artérielle (Zva) [149],

[150]. L’impédance valvulo-artérielle est calculée à partir du GTV moyen net (ΔPNet), la

pression artérielle systolique (PAS) et le volume d’éjection systolique indexé (SVi) comme

le montre l’équation 7.

Équation 7 : Zva = (PAS+ ΔPNet) / SVi

Le ΔPNet prend en compte la pression de recouvrement poststénotique basé sur la mesure

de l’aire valvulaire effective et de la surface aortique à la jonction sino-tubulaire (AoA)

comme montre l’équation 8 :

Équation 8 : ΔPNet = Doppler ΔPmoyen – {4v2 × [2 (AVE / AoA) × (1 – AVE / AoA)]}

Dans une série de 208 adultes avec l’AS, Zva était le meilleur prédicteur d’une

dysfonction ventriculaire gauche [149]. Dans une autre étude, notre groupe a démontré que

la Zva est un puissant prédicteur indépendant de la survie chez les patients avec sténose

aortique (cf. figure I-29) [151]. Une Zva ≥ 4,5 mmHg/ml/m2 doublait le risque de mortalité

après ajustement pour les autres facteurs de risque.

Le principal défi est d’identifier les patients asymptomatiques qui présentent un risque

élevé de mortalité et d’événements adverses et pour lesquels le RVA serait bénéfique. La

stratification de risque devrait incorporer la sévérité de la sténose telle que définie par le pic

de vélocité du jet aortique, le gradient moyen et l’AVE, la fraction d’éjection (indication de

classe I si abaissée), la révélation de symptôme par un test d’effort, le risque de progression

rapide de la sténose, un taux élevé de BNP et les comorbidités [12], [78], [108], [111],

[114], [122], [124], [128], [146], [152], [153]. Un algorithme décisionnel (cf. figure I-30)

pour l’évaluation de la sévérité de la SA sans symptômes et avec symptômes a été proposé

par Otto en 2006 [92].

42

Figure I-29. Analyse de survie en utilisant l’impédance valvulo-artérielle (Zva). Vert (Zva faible) : Zva<3,5;

blue (Zva modérée) : 3,5<Zva<4,5; rouge (élevée) : Zva>4,5; noire (population générale). Source : Avec la

permission de [151].

Figure I-30. Proposition d’un algorithme décisionnel pour le traitement de la sténose aortique avec et sans

symptômes. Des considérations additionnelles incluent les facteurs de comorbidité et les préférences du

patient. AVE : aire valvulaire effective; BNP : peptide natriurétique cérébral (brain natriuretic peptide); PS :

pression sanguine; MFRC : modifications des facteurs de risques cardiovasculaires; Vmax : vitesse maximale.

Source : Avec la permission de [92].

43

Les critères de sévérité classiquement utilisés sont un jet de vélocité pic transvalvulaire

>4 ms, une AVE < 1,0 cm² et un GTV moyen > 40 mmHg [93]. Cependant, il y a souvent

des discordances entre ces critères ce qui rend l’évaluation de la sévérité de la sténose

aortique incertaine. L’indexation par rapport à la surface corporelle permet de résoudre une

partie de ces discordances (une petite AVE chez un petit patient peut être associé avec un

gradient modérément élevé) et une AVE indexée basse est compatible avec une sténose

sévère. Les autres causes de discordance sont les erreurs de mesures et les états de bas débit

dans lesquels le gradient peut-être bas en dépit d’une sténose sévère [123], [124].

Le cathétérisme cardiaque est maintenant rarement utilisé pour l’évaluation de la

sténose aortique et est réservé aux cas où les données échocardiographiques sont non

concluantes ou lorsque les données cliniques et échocardiographiques sont discordantes

avec les guides de pratique [154], [155]. Des nouvelles approches d’imagerie, y compris la

tomodensitométrie multicoupe et l’imagerie cardiaque par résonance magnétique, peuvent

fournir une évaluation anatomique et hémodynamique complémentaire pour ces patients.

En résumé, une approche multiparamétrique est nécessaire pour l’évaluation des patients

avec une sténose aortique incluant : 1- les mesures des paramètres de sévérité de la sténose

aortique : AVE, GTV, indice de perte d’énergie, degré de calcification valvulaire; 2-

Mesure de la charge hémodynamique globale par l’impédance valvulo-artérielle; 3-

L’évaluation des répercussions de la charge hémodynamique sur la géométrie et la fonction

ventriculaire gauche : degré d’hypertrophie ventriculaire gauche, FEVG, raccourcissement

longitudinal du ventricule gauche, taux sanguin de BNP.

I.8. Substituts valvulaires

Le substitut valvulaire idéal devrait imiter les caractéristiques d’une valve native

normale et être facilement implantable. En particulier, il doit avoir une excellente

performance hémodynamique, une longue durabilité, une faible thrombogénicité et une

44

excellente implantabilité. Différents substituts valvulaires sont disponibles sur le marché :

des prothèses mécaniques, des bioprothèses avec et sans armature et les homogreffes

aortiques [156–158]. Malheureusement, le substitut valvulaire idéal n’existe pas et chaque

substitut valvulaire actuellement disponible a certaines limitations inhérentes.

I.8.1 Type de substituts valvulaires

I.8.1.1 Prothèses mécaniques

Trois types de prothèses mécaniques ont été et/ou sont encore le plus couramment

utilisés : prothèse à bille, prothèse à disque pivotant et prothèse à ailettes (cf. figure I-31 A,

B et C). Les prothèses à billes ont été les premières à être implantées chez l’humain. Les

premiers efforts pour concevoir ce type de valve ont été faits par Charles Hufnagel (1952)

[159] et Dwight Harken (1960) [160]. C’est en 1960 que le médecin Albert Starr et

l’ingénieur Lowell Edwards créent ensemble la prothèse à bille/balle Starr-Edwards. Une

boule de silicone faisait fonction de clapet obturateur reposant dans une armature de licite

(méthacrylate de méthyle) (cf. figure I-32). C’est avec cette prothèse que les premiers

remplacements valvulaires en position mitrale se réalisent chez l’homme [161].

La Starr-Edwards a été le premier modèle de prothèse disponible commercialement. Elle

a connu un grand succès en devenant le standard mondial, ceci principalement par sa

facilité d’implantation et par son faible coût qui la rendait accessible dans les pays

défavorisés. Cependant, ces inconvénients majeurs étaient la déformation de la bille causée

par l’absorption des lipides sanguins, et principalement sa faible performance

hémodynamique [161], [163]. Ce gendre de prothèse n’est plus implanté. Toutefois, de

nombreux patients sont encore porteurs de ce type de prothèse et ont besoin d’être suivis.

45

Figure I-31. Différents types de prothèses valvulaires. A) Valve mécanique à ailettes (St -Jude); B) Valve à

disque pivotant (Medtronic Hall); C) Valve à bille (Starr-Edwards); D) Bioprothèse porcine avec armature

(Medtronic Mosaic); E) Bioprothèse de péricarde bovin avec armature (Carpentier-Edwards Magna); F)

Homogrèffe porcine (Medtronic Freestyle); G) Bioprothèse percutanée déployable par ballon (Edwards

Sapien); H) Bioprothèse percutanée autodéployable (CoreValve). Source : Avec la permission de [162].

Figure I-32. Prothèse à bille développée par Starr et Edwards. A) Vue en amont de la prothèse; B) Vue en

aval de la prothèse. Source : [161].

Par la suite, plusieurs chercheurs ont proposé des prothèses à disque pivotant. Plusieurs

modèles ont été proposés, mais ce n’est qu’avec l’arrivée de la Björk-Shiley que ce type de

valves a réussi à offrir un meilleur profil hémodynamique. Cependant, certains problèmes

d’usure limitaient sa durabilité. Par la suite, la prothèse à disque pivotant la plus implantée

était la Medtronic Hall développée par Karl-Victor Hall, Arne Woien et Robert Kaster en

1977 (cf. figure I-31 B). Cette valve a été récemment retirée du marché.

L’amélioration la plus récente des prothèses mécaniques est le développement de

prothèses avec un meilleur profil hémodynamique : la valve à deux hémidisques ou à

46

ailettes. Le premier prototype de ce type de prothèse a été proposé par le médecin Vincent

Gott et le Dr. Ronald Daggett en 1963 (cf. figure I-33 1).

Par la suite, le Dr. Bhagavat Kalke a dessiné son propre modèle en se basant sur les

barrages passifs contre les marées, ayant deux portes de bois. Ces dernières sont utilisées en

Inde pour protéger les récoltes (cf. figure I-33 2). Ce prototype est devenu, après 10 ans de

travail et de raffinement de plusieurs chercheurs, la prothèse St-Jude Medical ® (cf. figure

I-33 3). Cette prothèse est d’une conception remarquable. Ses ailettes sont fabriquées en

carbone pyrolytique. Cette prothèse est, à ce jour, la prothèse mécanique la plus implantée à

travers le monde à cause de sa durabilité et de sa résistance. Elle est aussi reconnue pour

être l’ « étalon d’or » des prothèses mécaniques à ailettes en occupant environ 90% du

marché seulement aux E-U.

Figure I-33. Quatre modèles de prothèses mécaniques à ailettes. Source : [163].

Plusieurs autres compagnies ont par la suite développé leurs prothèses à ailettes dans le

but d’améliorer l’hémodynamie et de diminuer la perte de pression à travers la valve

comme la Carbomedics standard (cf. figure I-33 4), la Sorin bicarbon, l’ATS standard, la

Medtronic parallèle et Advantage, la Edwards MIRA, la MCRI On-X, etc. De nouvelles

approches de valves utilisant trois feuillets ont récemment été proposées, mais elles sont

encore dans des étapes de validation expérimentale [164].

47

I.8.1.2 Bioprothèses

La conception des bioprothèses tend à imiter l’anatomie de la valve aortique native (cf.

figure I-31 D et E). La bioprothèse valvulaire porcine se compose de trois feuillets porcins

traités avec du glutaraldéhyde qui sont assemblés sur une armature métallique ou en

polymère. Les bioprothèses valvulaires péricardiques sont fabriquées à partir de feuillets de

péricarde bovin assemblés à l’intérieur ou à l’extérieur d’une armature. Dans un effort

d’amélioration de l’hémodynamie et de la durabilité, plusieurs types de bioprothèses sans

armature ou homogreffés ont été développées (cf. figure I-31 F). Les bioprothèses sans

armature sont fabriquées en utilisant des valves porcines complètes ou à partir de péricarde

bovin.

Le remplacement valvulaire avec des substituts biologiques est devenu une réalité

clinique lorsque Donald Ross et Barrat-Boyers l’ont décrit pour la première fois au début

des années 1960 [165], [166]. Quelques années plus tard, Ross avait également trouvé que

les homogreffes aortiques se comportaient bien en position pulmonaire. La découverte a

conduit à une importante étape de la chirurgie valvulaire : la procédure de Ross. Cette

dernière consiste à remplacer la valve aortique sténosée par la valve pulmonaire saine du

même patient en évitant le risque de rejet.

Bien que la notion de bioprothèse revient au français Alain Carpentier [167], c’est en

Angleterre que le premier RVA avec une valve porcine a été réalisé en 1964 [168]. Le but

premier des prothèses biologiques était de diminuer les complications thromboemboliques

et le besoin d’anticoagulants des prothèses mécaniques [28].

La première bioprothèse disponible commercialement a été la Hancock standard de

Medtronic, une bioprothèse porcine. Par la suite, Edwards Lifesciences introduit la

Carpentier-Edwards standard, faite aussi à partir du tissu porcin. La durabilité de ces

premiers modèles de bioprothèses était d’environ 10 à 12 ans. La cause principale de

dégénérescence était la calcification de la valve, ce qui entraînait une sténose ou une

déchirure des feuillets [169]. Des traitements anti-calcifiants ont été appliqués sur les

48

modèles de bioprothèses subséquents afin de diminuer l’incidence de dégénérescence des

bioprothèses.

Dans le but d’améliorer la performance hémodynamique des bioprothèses, la

bioprothèse sans armature a été développée. Théoriquement, le fait d’enlever l’armature

permettrait une AVE plus grande pour le passage du flot sanguin (environ 10-30%). Elle

permettrait aussi de réduire la contrainte mécanique sur les feuillets pendant la fermeture en

augmentant sa durabilité [170]. La première valve de ce type a été la Toronto SPV conçue

par le chirurgien Tirone David en 1988 [171]. Ces prothèses permettent donc une

amélioration postopératoire de la fonction systolique ventriculaire gauche par rapport à

celle des bioprothèses avec armature dont la fonction ventriculaire gauche est affaiblie ou

altérée [172], [173]. Par contre, elles ont l’inconvénient d’être plus difficiles à implanter

[174].

Les homogreffes ou allogreffes sont utilisées depuis plus de 30 ans, ce sont des valves

qui proviennent de cadavres humains. Elles sont conservées dans une solution de fixation

ou cryopréservées dans l’azote liquide. En général, il n’y a pas de problème de rejet et elles

ont une excellente performance hémodynamique. En plus, elles offrent un meilleur

pronostic à long terme comparativement aux substituts mécaniques [175]. Leur principale

limitation est leur disponibilité et elles sont aussi susceptibles de dégénérer comme les

bioprothèses.

I.8.1.3 Prothèses percutanées

L’implantation percutanée de la valve aortique est une alternative émergente au RVA

standard chez les patients avec SA sévère et symptomatique avec un haut risque opératoire

ou avec une contre-indication de RVA (cf. figure I-31 G et H). La valvulotomie aortique a

été introduite depuis plus de deux décennies comme une alternative non chirurgicale pour

le traitement de la SA. Après un grand enthousiasme, l’intérêt initial pour la procédure a

49

décliné dû au taux élevé de récurrence de sténose à court terme (50% dans les 6 mois) et

l’absence de bénéfices sur la mortalité [176], [177].

La valvulotomie ou valvuloplastie a récemment évolué pour donner naissance à

l’implantation par cathéter d’une prothèse sur une valve aortique native sévèrement

calcifiée. Le premier cas a été rapporté avec succès par Cribier et al. en 2002 [178].

Rappelons que 2 approches peuvent être utilisées pour l’implantation des prothèses

percutanées [179], [180]: 1) antérograde et 2) rétrograde. Lors de ces procédures, une

valvulotomie aortique est entreprise en premier et une bioprothèse avec armature est ensuite

déployée dans l’anneau aortique. L’approche antérograde se réalise par un accès de la voie

veineuse fémorale, elle nécessite une ponction transseptale ainsi que le passage à travers la

valve mitrale. Cette approche n’est plus utilisée à l’heure actuelle. L’approche rétrograde

artérielle est moins risquée, mais elle représente certains défis techniques en particulier

pour le passage de la valve aortique [181].

Quand la voie d’accès fémorale n’est pas adéquate, une approche transapicale est

recommandée (cf. figure I-34). Dans cette procédure une petite thoracotomie, au niveau de

la pointe de l’apex, doit encore être effectuée. Le déploiement se réalise à l’aide de

l’imagerie Doppler et/ou de la cinéfluoroscopie [182].

Figure I-34. Représentation schématique de l’insertion transapicale d’une prothèse percutanée. Source : Avec

la permission de [182].

50

Actuellement, la stratégie d’implantation (RVA ou implantation transcathéter) est

déterminée par une équipe multidisciplinaire composée de cardiologues et de chirurgiens

cardiaques. Les paramètres qui sont principalement considérés sont le diamètre de la voie

de chasse du ventricule gauche, la tortuosité et la calcification de l’aorte, des artères

iliaques et fémorales. Un exemple d’algorithme décisionnel utilisé pour la valve Edwards

SAPIEN est présenté dans la figure I-35.

Plus récemment, les résultats de l’étude PARTNER (Placement of Aortic Transcatheter

Valves) ont montré qu’en utilisant l’approche percutanée, la mortalité était de 31% tandis

qu’avec l’approche traditionnelle de RVA, elle était de 51%, ce qui montre les avantages de

cette technique [183].

Figure I-35. Algorithme décisionnel pour les prothèses percutanées.

Le talon d’Achille de toutes les bioprothèses est leur durabilité, spécialement chez les

jeunes patients. La réopération est le traitement standard pour la dysfonction structurelle

d’une prothèse. Cependant, répéter la chirurgie implique un plus haut risque opératoire

[93]. Dans une étude multicentrique, Webb et al. ont essayé de remplacer les bioprothèses

dysfonctionnelles avec des prothèses percutanées. Cette procédure se nomme « valve-in-

valve » [184]. Cette étude pionnière a montré que l’implantation d’une valve percutanée

dans une bioprothèse était une possibilité viable pour solutionner les problèmes des valves

dysfonctionnelles chez les patients avec haut risque opératoire. Ces découvertes pourraient

51

changer les guides de pratique pour le choix de prothèses utilisés pour un RVA

principalement chez les jeunes patients qui actuellement reçoivent une prothèse mécanique.

Même si les résultats sont encourageants, davantage de raffinements technologiques

seraient susceptibles de rendre ces procédures largement applicables.

I.8.2 Évaluation de la performance hémodynamique des substituts

valvulaires

L’ED est la méthode de choix pour évaluer la performance hémodynamique des

substituts valvulaires. Cette évaluation suit les mêmes principes que ceux utilisés pour

l’évaluation des valves natives avec quelques spécificités importantes. Une évaluation

complète par ED comprend l’évaluation de la morphologie et mobilité des feuillets, ailettes

ou disques, la mesure des gradients transprosthétiques et le calcul de l’AVE, l’estimation

du degré de régurgitation, l’évaluation des dimensions et de la fonction du VG, et

l’estimation de la pression artérielle systolique pulmonaire. Après remplacement de la

valve, l’examen ED devrait être effectué avant le congé de l’hôpital (7-10 jours), à un mois,

à 6 et à 12 mois après l’implantation et/ou quand il y a une suspicion clinique de

dysfonction valvulaire [185]. En outre, un suivi régulier est recommandé après 5 ans chez

des patients ayant une bioprothèse.

L’évaluation de la morphologie et mobilité des feuillets ou ailettes par imagerie ED

transthoracique est limitée par la présence de réverbérations et l’ombrage acoustique

provoqué par les composantes métalliques de la prothèse [186], [187]. Ainsi, les thrombus,

pannus, végétations et les jets de régurgitation sont souvent masqués. L’ED

transœsophagienne peut fournir une meilleure qualité d’image, par conséquent une

meilleure détection de la morphologie et mobilité des feuillets et ailettes. Dans le cas des

prothèses mécaniques, la cinéfluoroscopie est vraisemblablement la meilleure technique

pour identifier une anomalie de mouvement des parties métalliques (ailettes ou disque).

Étant donné que la direction du jet transvalvulaire peut être excentrique, les vues des

fenêtres apicales, parasternale droite et suprasternale doivent être soigneusement examinées

52

pour mesurer la vélocité transvalvulaire des prothèses aortiques. Le gradient est ensuite

calculé par la formule de Bernoulli comme pour les valves natives. Occasionnellement, un

gradient anormalement élevé peut-être mesuré sur des prothèses mécaniques à ailettes de

fonction normale et indemne de DPP. Ce phénomène est lié à un gradient élevé localisée

dans l’orifice central de la prothèse [188]. En effet, le patron de flux transvalvulaire diffère

de façon importante dans les valves mécaniques par rapport aux bioprothèses et aux valves

natives. Les bioprothèses, comme dans les valves natives, ont un orifice circulaire et un

profil de vélocité relativement uniforme. Par contre, dans le cas des prothèses mécaniques à

ailettes, il y a 3 orifices distincts et l’orifice central est plus petit que les orifices latéraux.

Ainsi la vélocité du flux sanguin peut être localement plus élevée dans le jet central que

dans les jets latéraux. L’enregistrement de cette haute vélocité localisée entraîne une

surestimation des gradients transvalvulaires et une sous-estimation de l’AVE (cf. figure I-

36).

Figure I-36. Schéma des profils de vitesse et changements de pression à partir du VG à l’aorte ascendante

pour une bioprothèse (A) et une prothèse mécanique (B). Source : Avec la permission de [189].

L’AVE est calculée en utilisant l’équation de continuité [190], [191], la substitution du

diamètre de la CCVG par le diamètre de la taille de la prothèse dans l’équation de

continuité n’est pas une méthode valable pour déterminer l’AVE des prothèses aortiques

[192]. L’indice de vélocité Doppler (IVD) est un rapport sans dimension de la vélocité

proximale dans la CCVG sur la vélocité transvalvulaire (cf. figure I-37):

53

Équation 9 :

Figure I-37. Détermination de l’index de vélocité Doppler. Source : Avec la permission de [193].

Ce paramètre peut donc être utile pour dépister une dysfonction de prothèse lorsque

l’aire de la CCVG ne peut pas être obtenue [194]. La présence d’un gradient transvalvulaire

augmenté (15 à 20 mmHg pour les prothèses aortiques) tel que proposé dans les guides de

pratique [193] n’est pas nécessairement appropriée pour distinguer une prothèse

dysfonctionnelle d’une prothèse normale [194], [195]. Ainsi, un gradient élevé peut être dû

à une dysfonction de prothèse mais aussi à une disproportion patient-prothèse, un gradient

localisé central pour les prothèses à ailettes, une obstruction sous-valvulaire ou un état de

haut débit. Pibarot et Dumesnil ont proposé un algorithme décisionnel pour effectuer le

diagnostic différentiel en présence de gradient élevé à travers une prothèse valvulaire

aortique (cf. figure I-38).

La mesure de l’AVE et sa comparaison avec la valeur normale de référence pour le type

et la taille de prothèse implantée est cruciale pour l’identification de la DPP et la détection

de la dysfonction de prothèse. La mesure de l’IDV et l’évaluation de la mobilité des ailettes

sont également des aspects essentiels dans le diagnostic différentiel vis-à-vis d’un gradient

transprosthétique élevé.

L’approche pour la détection et la quantification de la régurgitation prothétique est

similaire à celle des valves natives [193]. Toutefois, il est nécessaire de différencier les

régurgitations physiologiques de la prothèse de celles d’ordre pathologique. Les prothèses

54

mécaniques présentent à l’état normal un faible volume de régurgitation ou rétrograde.

Cette régurgitation « normale » empêche théoriquement la stase du sang et la formation de

thrombus en produisant un effet de lavage valvulaire. À l’opposé des jets de régurgitation

pathologiques, la régurgitation physiologique se caractérise par sa courte durée et la petite

taille ainsi que la symétrie des jets. Il est également important de localiser son origine et de

la distinguer des régurgitations paravalvulaires et transvalvulaires [186].

Figure I-38. Algorithme décisionnel pour l’interprétation des gradients transprosthétiques élevés. Source :

Avec la permission de [189].

L’ED offre généralement une bonne visualisation de la régurgitation aortique de la

prothèse dans la CCVG. Une évaluation sur plusieurs vues est nécessaire pour bien

visualiser et quantifier la régurgitation. L’évaluation de la sévérité des régurgitations

prothétiques suit les mêmes principes de base que pour les valves natives [193]. Cependant,

les méthodes de quantifications (ex PISA) sont difficiles à appliquer dans le contexte des

prothèses aortiques et, de plus, elles n’ont pas été bien validées [196]. L’ED peut aussi

fournir d’importants renseignements sur le mécanisme de la dysfonction : déchirure des

feuillets d’une bioprothèse, la présence de pannus ou thrombus, la dysfonction prothétique,

l’emplacement et la taille des jets paravalvulaires [186].

55

I.8.3 Complications associées aux substituts valvulaires

Les substituts valvulaires nécessiteraient une réintervention ou causeraient la mort des

patients dans les 10 années suivant l’implantation de la prothèse valvulaire dans environ 50

à 60% des cas. Ce taux est similaire pour les valves mécaniques et pour les bioprothèses.

Toutefois, la durée de vie et les complications sont spécifiques à chaque type de prothèse.

Les valves mécaniques ont un risque important de thrombo-embolie et d’obstruction

thrombotique et elles nécessitent donc un traitement anticoagulant à vie, qui est à son tour

associé à un risque accru de complications hémorragiques. Néanmoins, les valves

mécaniques contemporaines ont une excellente durabilité. En revanche, les bioprothèses ont

un faible risque de thrombo-embolie et n’ont pas besoin de traitements anticoagulants.

Cependant, leur longévité est limitée par leur détérioration [197].

I.8.3.1 Thrombogénicité et saignement

Les patients porteurs de prothèses valvulaires sont à risque de complications

thromboemboliques, y compris l’embolie systémique ainsi que des thromboses de prothèse

provoquant l’obstruction et/ou de la régurgitation. Le risque des événements thrombo-

emboliques est plus élevé avec les prothèses mécaniques qu’avec les bioprothèses et avec

les prothèses en position mitrale qu’en position aortique. Ce risque est également plus accru

dans les trois premiers mois de l’implantation [93], [185], [198] et en présence de facteurs

de risque concomitants de thrombo-embolie tels que la fibrillation auriculaire, la

dysfonction ventriculaire gauche, la dilatation auriculaire gauche et l’état

d’hypercoagulabilité. Les patients avec des prothèses mécaniques doivent prendre un

traitement anticoagulant à vie avec de la warfarine. Pour les patients avec bioprothèses, la

warfarine est généralement recommandée pendant les trois premiers mois après

l’implantation [93], [185], [198], [199]. Toutefois, plusieurs chercheurs remettent en cause

cette recommandation chez les patients sans facteurs de risque thrombo-embolique [200–

56

202]. Après 3 mois, la warfarine est indiquée chez les patients ayant une bioprothèse

seulement s’ils ont plus d’un facteur de risque pour la thrombo-embolie.

Les complications thromboemboliques sont une cause importante de morbidité et de

mortalité chez les patients portant une prosthèse valvulaire avec une incidence clinique

estimée de 0,6% à 2,3% des patients par année [93], [203]. La probabilité de complications

thrombo-emboliques est similaire chez les patients porteurs de prothèses mécaniques sous

traitement anticoagulant que chez les patients porteurs de bioprothèses sans

anticoagulation. Le risque de thromboembolie ne dépend pas seulement du type de

prothèse, mais aussi de la position de la valve, sa thrombogénicité, les facteurs de risque du

patient et la qualité du traitement antithrombotique.

Les obstructions des prothèses valvulaires peuvent être causées par la formation d’un

thrombus, le développement de pannus ou la combinaison des deux. Le développement de

pannus peut être rencontré avec les bioprothèses et les prothèses mécaniques. Il peut se

présenter comme une obstruction progressive causée par un anneau sous-valvulaire difficile

à visualiser et à distinguer d’une détérioration structurelle progressive. Les thromboses

valvulaires sont plus souvent rencontrées chez les patients porteurs de prothèses

mécaniques et avec une thérapie antithrombotique inadéquate. La thrombose peut aussi être

vue avec les bioprothèses pour lesquelles elle survient le plus souvent dans la période

postopératoire précoce. L’incidence de thrombose obstructive valvulaire varie entre 0,3% et

1,3% patients par année chez les patients porteurs de prothèses mécaniques [203], [204].

La thrombose valvulaire doit être suspectée chez tout patient présentant une apparition

récente de dyspnée [205]. La suspicion devrait être plus forte s’il y a eu une période

d’anticoagulation interrompue ou infrathérapeutique récemment. Auquel cas, l’ED doit être

rapidement faite et doit inclure un écho transoesophagienne (ETO) surtout si la prothèse est

en position mitrale.

Chez les patients sous anticoagulation à long terme, le risque annuel d’un événement

hémorragique est de 1% par année [203], [206]. Dans des études randomisées pour

comparer des bioprothèses et des prothèses mécaniques, les taux de thromboembolies sont

57

similaires pour les deux types de substituts valvulaires, mais les taux de saignement sont

plus élevés avec une prothèse mécanique à cause de l’anticoagulation [206], [207].

I.8.3.2 Dégénérescence des prothèses biologiques

Les prothèses mécaniques ont une excellente durabilité et leur défaillance structurelle est

très rare avec les modèles contemporains. Le taux de dégénérescence des bioprothèses

augmente au fil du temps surtout et s’accélère 8-10 ans après l’implantation. L’incidence de

défaillance des bioprothèses est de 70% à 90% sur 10 ans et de 50% à 80% sur 15 ans [93],

[185], [197], [203], [208].

Les facteurs de risque associés à la dégénérescence des bioprothèses sont : le jeune âge,

la position mitrale, l’insuffisance rénale et l’hyperparathyroïdisme [185], [197], [208].

L’hypertension, l’hypertrophie du VG, une mauvaise fonction ventriculaire, la taille de la

prothèse et la disproportion patient-prothèse ont aussi été rapportés comme facteurs

prédictifs de dégénérescence des bioprothèses implantés en position aortique [208].

La dégénérescence des bioprothèses est fortement influencée par l’âge du patient au

moment de l’implantation [185], [197]. Le taux de défaillance des bioprothèses est de 10%

à 10 ans chez les patients âgés (plus de 70 ans), mais il est de 20% à 30% chez les patients

âgés de 40 ans [185], [197]. Plusieurs études suggèrent également que les bioprothèses

développent plus de défaillances structurelles en position mitrale qu’en position aortique

[185], [208]. Cette différence est probablement liée aux forces mécaniques plus élevées

imposées à la valve, principalement en position mitrale pendant la systole. De même, la

dégénérescence des bioprothèses en position aortique peut être accélérée par l’hypertension

systémique, possiblement en raison d’une augmentation des forces mécaniques de

fermeture pendant la diastole.

Les bioprothèses sont fixées avec du glutaraldéhyde pour réduire l’antigénicité et

d’assurer leur stabilisation chimique. Cependant, ce traitement chimique peut prédisposer la

bioprothèse à une dégénérescence des tissus [197]. Ces résultats ont incité les fabricants à

58

essayer différents traitements d’anticalcification sur le tissu de la bioprothèse dans l’espoir

d’éviter ou de ralentir la dégénérescence.

La dégénérescence valvulaire est la cause la plus fréquente de remplacement de la valve

chez les patients ayant une bioprothèse. La réintervention doit être effectuée le plus tôt

possible avant que la fonction ventriculaire gauche et l’état symptomatique

se détériorent [185]. L’implantation transcathéter d’une nouvelle bioprothèse au sein de

celle endommagée («valve-in-valve») par voie percutanée pourrait fournir une bonne

alternative à la chirurgie de remplacement de la prothèse, en particulier chez les patients à

haut risque [209].

I.8.3.3 Disproportion patient-prothèse

Le terme de disproportion patient-prothèse (DPP) a été proposé par Rahimtoola en 1978

[210]. La DPP se produit lorsque l’AVE d’une prothèse normale est trop petite par rapport

à la surface corporelle d’un patient, entrainant un GTV élevé. Le paramètre le plus

largement accepté et validé pour identifier la DPP est l’AVE indexé, c’est-à-dire, l’AVE de

la prothèse divisée par la surface corporelle du patient [190], [191], [195], [211]. La DPP

modérée peut être assez fréquente en position aortique (20% à 70%) ainsi qu’en position

mitrale (30% à 70%), alors que la prévalence de DPP sévère est de 2% à 10% dans les deux

positions [195], [211–213]. Plusieurs études ont rapporté que la DPP aortique est associée à

une plus faible amélioration des symptômes et de la classe fonctionnelle [208], une

moindre capacité à l’exercice [214], une moins bonne régression de l’hypertrophie du VG

[215], une réserve du flux coronarien abaissée [216] et à des événements cardiaques

indésirables [208], [217]. De plus, la DPP a un impact significatif sur la survie à court

terme [218], [219] et à long terme [217], [218], [220]. Des études ont également rapporté

que l’impact néfaste de la DPP est plus importante chez les patients avec fonction du VG

abaissée [217], [219].

59

I.8.4 Choix du substitut valvulaire

Choisir la bonne valve pour le bon patient est un processus difficile, mais essentiel pour

optimiser les résultats pour les patients subissant un remplacement valvulaire. La première

étape dans ce processus décisionnel est de choisir entre une valve mécanique et une

bioprothèse (cf. figure I-39). Les facteurs les plus importants qui devraient être pris en

compte dans cette première étape sont l’âge du patient, l’espérance de vie, la préférence du

patient, l’indication/contre- indication aux anticoagulants, et les comorbidités associées.

Figure I-39. Algorithme décisionnel pour le choix optimal d’une prothèse valvulaire. DPP : Disproportion

patient-prothèse; VG : ventricule gauche. Source : Avec la permission de [162].

Dans les guides de pratique américains et européens [93], [198] le poids accordé à l’âge

du patient a été réduit, tandis que beaucoup plus d’importance est maintenant donnée à la

préférence du patient. Les critères en faveur d’une valve mécanique sont les suivants: 1) le

patient informé préfère une valve mécanique et il n’a pas de contre-indication pour

l’anticoagulation à long terme; 2) le patient est déjà sous l’anticoagulant (prothèse

mécanique dans une autre position, fibrillation auriculaire ou à haut risque de thrombo-

embolie); 3) le patient est à risque d’avoir une détérioration structurelle accélérée de la

bioprothèse (jeune âge, l’hyperparathyroïdie, insuffisance rénale) et 4) le patient a moins de

60

65 ans et une longue espérance de vie. D’autre part, une bioprothèse peut être préférée dans

les situations suivantes: 1) le patient informé préfère une bioprothèse; 2) une bonne qualité

de l’anticoagulation n’est pas possible (contre-indication ou à haut risque de saignement,

les problèmes de conformité, style de vie); 3) le patient a ≥ 65 ans et/ou a une espérance de

vie limitée et 4) le patient est une femme en âge de procréer. Les bioprothèses dégénèrent

plus rapidement chez les jeunes patients et pendant la grossesse.

Après avoir choisi le type de prothèse (mécanique ou biologique), il faut logiquement

envisager l’utilisation des modèles de prothèses qui ont montré les meilleures qualités en ce

qui concerne la durabilité (bioprothèses) et la faible thrombogénicité (mécanique).

L’étape suivante consiste à choisir un modèle de prothèse qui fournit une

performance hémodynamique supérieure afin de prévenir la disproportion patient-prothèse

(DPP) et ainsi minimiser les gradients transvalvulaires postopératoires. Ainsi, parmi les

bioprothèses ayant une durabilité similaire ou des prothèses mécaniques ayant une

thrombogénicité similaire, on doit choisir de préférence le modèle qui fournit la plus grande

AVE par rapport à la taille de l’anneau aortique du patient [211], [221–224]. Il convient de

souligner que la performance hémodynamique n’est pas équivalente pour tous les modèles

de prothèses. En effet, elle est généralement meilleure dans les nouveaux modèles par

rapport aux anciens modèles de prothèse, dans les prothèses mécaniques par rapport aux

bioprothèse avec armature [225], dans les bioprothèses sans armature comparé aux

bioprothèses avec armature [226], [227] et dans les prothèses supra-annulaires par rapport

aux prothèses intraannulaires [228], [229].

En bref, une approche multiparamétrique est essentielle pour identifier et quantifier la

dysfonction des prothèses aortiques. Dans les cas où il y a une discordance parmi les

paramètres ED, une mesure de l’AVE et une évaluation des patrons de flux par IRM

pourrait être utile pour confirmer ou infirmer la présence de dysfonction. Cette modalité

d’imagerie pourrait s’avérer particulièrement utile pour les prothèses mécaniques ou le

phénomène de gradient localisé dans l’orifice central peut compliquer l’évaluation de la

fonction de ce type de prothèse.

61

I.9. Conclusion

En résumé, la sténose aortique sévère symptomatique est une maladie mortelle

lorsqu’elle est traitée médicalement, mais après le remplacement valvulaire aortique,

l’espérance de vie du patient se rapproche de celle de la population normale [230]. Les

guides de pratique recommandent un remplacement valvulaire aortique lorsque le patient

présente une sténose aortique sévère et des symptômes. Cependant, il y a souvent des

discordances parmi les indices ED de sévérité (vélocité maximale, gradient et AVE), ce qui

amène une incertitude quant à la sévérité réelle de la sténose et donc la prise en charge

thérapeutique. Ces discordances peuvent être liées à des erreurs de mesure, une petite

surface corporelle ou un état de bas débit (avec fraction d’éjection abaissée ou préservée).

L’AVE présente le gros avantage d’être moins dépendante du débit que la vélocité et le

gradient et peut être indexée par rapport à la surface corporelle pour tenir compte de la

variabilité inter-individuelle dans la morphométrie des patients. Par contre l’AVE est plus

susceptible aux erreurs de mesure que la vélocité ou le gradient car elle inclut dans son

calcul plusieurs mesures. De plus, chez les patients peu échogènes ou qui présentent une

accélération dans la CCVG, la mesure de l’AVE n’est souvent pas faisable. Il y a donc un

besoin important pour une méthode alternative permettant de mesurer l’AVE de façon

précise. La résonance magnétique pourrait remplir ce rôle et ainsi permettre de corroborer

la sévérité de la sténose dans les cas où l’examen ED s’avère non concluant.

62

II. Généralités sur l’imagerie cardiovasculaire par

résonance magnétique

Au cours des cinquante dernières années, les chercheurs ont utilisé plusieurs moyens

techniques pour faire avancer les connaissances sur les causes et les conséquences des

maladies valvulaires cardiaques. L’ED est à nos jours l’outil standard pour l’évaluation

initiale des patients atteints d’une valvulopathie, ainsi que pour évaluer l’hémodynamique,

la sévérité et la progression de la maladie. Cependant, l’ED a des limitations techniques

chez les patients peu échogènes et est très dépendante de l’opérateur. L’imagerie

cardiovasculaire par résonance magnétique (IRM) a émergé comme une modalité

alternative à l’ED pour évaluer les patients avec une valvulopathie. L’IRM est aussi non

invasive, sans rayonnement ionisant et fournit des images de l’anatomie de la valve. Elle

permet aussi l’évaluation quantitative de la fonction cardiaque.

Bien que l’IRM ait été initialement développée dans le domaine de la physique, la

plupart de ses applications sont liées à l’imagerie médicale. En réalité, comme les protons

sont la base de la vaste majorité des mesures en IRM, ils peuvent être utilisés pour mesurer

une large gamme de paramètres physiques dans un échantillon donné. Ils permettent

également d’obtenir des informations sur les composants chimiques et moléculaires d’une

substance. L’objectif de cette revue de littérature sur l’IRM est de présenter brièvement les

principes physiques permettant la génération d’images ainsi que la mesure de vitesses de

l’écoulement sanguin. La mesure du débit cardiaque ainsi que l’évaluation de la valve

aortique et des prothèses mécaniques seront également abordées.

63

II.1. Principes physiques de la résonance magnétique

II.1.1 Composants d’un système de résonance magnétique (RM)

Un système de RM comprend principalement trois composants : un aimant à haut

champ, un ensemble d’antennes de gradient et une antenne émettrice-réceptrice pour les

radiofréquences (RF) (cf. figure II-1). Ces composants génèrent chacun un type différent de

champ magnétique qui produit spatialement des signaux codés par RM. Ces signaux sont

utilisés pour former des images du patient. Les trois différents types de champ magnétique

sont définis comme suit: un fort champ magnétique constant est généré par les antennes des

aimants principaux. Le patient est positionné pour l’imagerie au centre de l’aimant où le

champ magnétique généré est fort et homogène. Ce champ est désigné par le symbole B0 et

définit la force de fonctionnement nominale du système de RM. B0 est mesuré en unités de

Tesla (T), 1 T équivaut à environ 20 000 fois le champ magnétique de la terre. La force

nominale du champ va de 0.2 T à 3.0 T pour les systèmes commerciaux de RM cliniques,

l’intensité de champ la plus courante pour l’imagerie cardiaque étant de 1.5 T. Un système

de coordonnées de référence à trois axes orthogonaux, X, Y et Z est utilisé pour définir la

direction du champ magnétique, avec l’axe Z choisi parallèle à la direction de B0.

Figure II-1. Composants d’un système de résonance magnétique. A) Principaux composants d’un système

clinique. B) Schématisation de l’ensemble d’antennes comprises dans un système. Source : Modifiée de

http://science.howstuffworks.com/ et de http://www.magnet.fsu.edu/ .

64

Un gradient de champ magnétique qui peut être rapidement activé et désactivé est généré

par chacune des trois antennes de gradient montées à l’intérieur de l’aimant principal (cf.

figure II-1.B). Chacune de ces bobines de gradient génère un champ magnétique dans la

même direction que B0, mais avec une force qui change avec la position le long de l’axe X,

Y ou Z selon l’antenne de gradient utilisée. Ce gradient de champ se superpose au champ

magnétique B0 de telle sorte que sa force augmente ou diminue le long de la direction du

gradient de champ appliqué. La force du champ magnétique du gradient reflète la « pente»

du gradient qui est mesurée en mT/m.

Une RF du champ magnétique est générée par l’antenne émettrice de RF montée à

l’intérieur de l’antenne de gradient, plus proche du patient. Elle a une amplitude beaucoup

plus petite que les autres champs magnétiques, mais elle oscille à une fréquence

caractéristique de l’ordre du mégahertz (d’où radiofréquence), dont la valeur est déterminée

par l’intensité du champ nominal de l’aimant principal. Le champ de RF est souvent

désigné comme le champ B1. Le champ magnétique statique et les champs de

radiofréquences se combinent pour générer des signaux de RM qui sont spatialement

localisés et codés par les champs magnétiques de gradient pour créer une image. Pour

l’imagerie cardiaque, une antenne réceptrice de RF séparée est adaptée pour maximiser les

signaux émanant du cœur, elle est normalement utilisée pour détecter les signaux de RM

émis.

II.1.2 Génération des signaux

II.1.2.1 Origine du signal de résonance magnétique

L’origine principale du signal de RM utilisé pour générer des images est soit de l’eau ou

de la graisse dans les tissus du patient. Plus précisément c’est à partir des noyaux

d’hydrogène (constitué d’un seul proton) contenus dans l’eau libre ou molécules lipidiques.

L’hydrogène est l’un des nombreux éléments, y compris le 31P, le 23Na et le 13C dont les

noyaux présentent des propriétés de résonance magnétique, mais la sensibilité intrinsèque

élevée et l’abondance naturelle en forme d’eau et des molécules de lipides sont

65

particulièrement favorables pour l’imagerie. Les noyaux d’hydrogène possèdent une

propriété intrinsèque connue sous le nom de spin nucléaire. Cette propriété donne naissance

à un petit champ magnétique pour chaque proton, dénommé moment magnétique.

Normalement, les moments magnétiques (spins) sont orientés de façon aléatoire, mais en

présence du champ magnétique extérieur appliqué B0 (cf. figure II-2.A), ils ont une

tendance à s’aligner dans la direction du champ ou dans la direction opposée. Un état

d’équilibre est rapidement atteint, mais il existe un petit excès de spins alignés dans la

direction opposée du champ (généralement quelques-uns par million). Il s’agit de la

direction plus énergétiquement favorable (cf. figure II-3.B). Les protons se combinent pour

former un champ magnétique net ou d’aimantation nette. Ceci est souvent symbolisé par M

et est aligné, à l’équilibre, sur l’axe Z positif (le long de B0).

Figure II-2. Excitation et réponse des spins. A) montre les spins orientés d’une façon aléatoire en dehors du

champ magnétique du système. B) montre les spins alignés dans la direction du champ magnétique B0 du

système. C) montre l’excitation des spins provenant de l’antenne RF. D) montre la réponse de RM provenant

des spins qui est captée par l’antenne de RF. Source : Modifiée de http://www.magnet.fsu.edu/

L’amplitude de l’aimantation nette est un des principaux déterminants de l’intensité

maximale du signal qui peut être générée et utilisée pour former des images. Une force de

champ magnétique appliquée (B0) génère un plus grand excédant de protons alignés avec le

champ magnétique et donc une aimantation nette plus élevée. Afin de générer un signal de

66

RM à partir de l’aimantation nette, une excitation de RF du champ magnétique est générée

par l’antenne afin d’énergiser à la population de protons. Ce champ est appliqué à une

fréquence particulière appelée la fréquence de Larmor (ω0) qui est déterminée par

l’équation de Larmor. La constante γ est appelée le rapport gyromagnétique et elle a une

valeur de 42,6 MHz/T par proton. La fréquence de Larmor est donc proportionnelle à la

force du champ magnétique et pour 1,5 T elle est d’environ 64 MHz. Cette fréquence est

également dénommée la fréquence de résonance étant donné que les protons peuvent

seulement absorber l’énergie (ou résonnent) à cette fréquence caractéristique. Le champ de

RF est normalement appliqué comme une impulsion courte.

II.1.2.2 Impulsion de radiofréquence et angle de basculation

Avant que l’impulsion de RF soit appliquée sur l’aimantation nette (M0), la population

des spins est à l’équilibre et alignée le long de l’axe Z dans la même direction que B0 (cf.

figure II-2.B et figure II-3.b). Lors de l’impulsion de RF, l’aimantation nette commence à

s’éloigner de son alignement avec le champ B0 et tourne autour d’elle (cf. figure II-3.c).

Figure II-3. Aimantation nette, impulsion de RF et angle de basculation. A) À l’équilibre, l’aimantation (M0)

est aussi à l’équilibre et alignée le long de l’axe z. B) Quand une impulsion de RF est appliquée M 0 fait un

angle avec l’axe Z (angle de basculation α) et tourne sur l’axe Z. En tout moment la magnétisation peut être

décomposée en deux composantes (Mz et Mxy). La rotation de la composante Mxy génère un signal détectable

de RM. C) L’amplitude maximale du signal détectable, après l’impulsion de RF, a lieu quand M0 est sur le

plan XY. Cette impulsion a un angle de basculation de 90° et elle est souvent connue comme impulsion de RF

à 90° ou impulsion de saturation. D) Une impulsion de RF de recentrage à 180° est normalement appliquée

pendant que l’aimantation revient sur le plan XY. E) Une impulsion RF de redressement à 180° est aussi

utilisée à l’équilibre et elle est utilisée pour faire basculer l’aimantation nette de 180° positifs à 180° négatifs

sur l’axe Z. Source : Avec la permission de [231].

67

La vitesse de ce mouvement de rotation, connue sous le nom de précession, se produit à

la fréquence de Larmor. La fréquence de Larmor est donc aussi parfois appelée la

fréquence de précession. Le mouvement de l’aimantation nette loin de l’alignement avec B0

est causé par une rotation beaucoup plus lente sur le champ appliqué de RF (B1). Ce champ

oscillant (B1) est appliqué comme un champ tournant en angle droit à B0 dans le plan de

l’axe X et Y. Comme il tourne à la même fréquence que la fréquence de Larmor, il apparaît

comme un champ statique supplémentaire à l’aimantation nette de rotation. L’aimantation

nette tourne donc à la fois autour de B0 et B1. En conséquence, l’aimantation nette suit une

trajectoire en spirale à partir de son alignement avec le champ B0 (axe Z) vers un

mouvement de rotation dans le plan de l’axe X et Y. Il faut retenir que l’aimantation nette

est le résultat de la somme de nombreux moments magnétiques individuels. Tant qu’ils

tournent ensemble (une condition connue sous le nom de cohérence), ils vont produire une

aimantation nette qui est en rotation. Plus grande est la quantité d’énergie appliquée par

l’impulsion de RF, plus grand va être l’angle que l’aimantation nette produit avec le champ

B0 (l’axe Z). Cela dépend à la fois de l’amplitude et de la durée de l’impulsion.

L’impulsion de RF est arretée une fois que l’angle de précession a atteint une valeur

définie. Ceci est connu comme l’angle de basculation (α, «flip angle») de l’impulsion de

RF (cf. figure II-3.b).

Une fois que l’impulsion de RF a causé l’aimantation nette pour faire un angle avec

l’axe Z, cet angle peut être divisé en deux composantes (cf. figure II-3.b). Une composante

est parallèle à l’axe Z, ceci est connu comme la composante Z de l’aimantation (Mz) ou la

composante longitudinale. L’autre composante est à angle droit avec l’axe Z dans le plan

des axes X et Y et elle est connue comme la composante XY de l’aimantation nette (Mxy)

ou la composante transversale. La composante transversale tourne à la fréquence de Larmor

dans le plan XY et comme elle tourne, elle génère son propre petit champ magnétique

oscillant qui est détecté comme un signal de RM par l’antenne de réception par RF. Les

impulsions de radiofréquence sont généralement classées à la fois par leur angle de

basculation et par leur effet. Les impulsions de radiofréquence qui génèrent un signal de

MR pour fournir de l’énergie aux spins d’hydrogène, provoquant une aimantation qui

68

s’éloigne de sa position d’équilibre, sont connues comme impulsions d’excitation.

L’impulsion de RF d’excitation à 90° fournit juste assez d’énergie pour faire tourner

l’aimantation nette à 90° (cf. figure II-3.c). Ce transfert de l’aimantation nette totale de

l’axe Z vers le plan XY (transversal) ne laisse aucune composante d’aimantation le long de

l’axe Z. La population de protons est alors dite «saturée» et l’impulsion de RF à 90° est

donc parfois appelée impulsion de saturation. Lorsqu’elle est appliquée une fois, une

impulsion de RF à 90° produit la plus large aimantation transversale possible et le signal de

RM plus élevé. Cette impulsion est utilisée initialement pour générer le signal écho de spin

en utilisant une séquence d’impulsions.

Les impulsions d’excitation de RF provenant des petits angles de basculation permettent

de tourner l’aimantation nette grâce à un angle prédéfini de moins de 90° (cf. figure II-3.b).

Un petit angle de basculation est représenté par le symbole α et une valeur spécifique peut

lui être attribuée, par exemple 30°. Si une faible proportion de l’aimantation nette est

transférée de l’axe Z sur le plan XY, celle non transférée demeure sur le long de l’axe Z.

Bien qu’un faible angle de basculation produise un faible signal intrinsèque inférieur à

l’impulsion d’excitation à 90°, il peut être répété plus rapidement pendant qu’une certaine

proportion de l’aimantation demeure le long de l’axe Z immédiatement après chaque

impulsion. Cette impulsion d’excitation est utilisée pour générer le signal dans une

séquence écho de gradient afin de contrôler la quantité d’aimantation qui est transférée

entre l’axe Z et le plan XY dans les applications d’imagerie rapide.

L’impulsion de recentrage à 180° est utilisée dans les séquences écho de spin après une

impulsion d’excitation à 90°, où l’aimantation nette a déjà été transférée dans le plan XY.

Cette impulsion renverse le sens de l’aimantation dans le plan XY à 180° en tournant à la

fréquence de Larmor (cf. figure II-3.d). Cette impulsion est utilisée comme support d’une

séquence écho de spin pour inverser la perte de cohérence produite par des inhomogénéités

du champ magnétique.

Les impulsions à 180° sont également utilisées pour préparer l’aimantation nette avant

l’application d’une impulsion d’excitation. Ces impulsions sont connues comme impulsions

de redressement ou rephasage et elles sont utilisées dans les séquences de récupération de

phase (inversion recovery). Elles sont appliquées lorsque l’aimantation nette est proche de

69

l’équilibre et elles inversent l’ensemble des moments magnétiques des protons en excès à

fin de les aligner en position antiparallèle avec le champ B0 (cf. figure II-3.e). Étant donné

que l’aimantation résultante réside seulement le long de l’axe Z, cette impulsion ne produit

pas un signal détectable. Ce type d’impulsion est donc souvent désigné comme une

impulsion de préparation à l’aimantation.

II.1.2.3 Caractéristiques du signal de relaxation par résonance magnétique T1, T2 et

T2*

Immédiatement après l’impulsion de RF, la population de spins commence à tourner

pour revenir à son état d’équilibre initial. Ce processus est connu comme relaxation. Il y a

deux processus de relaxation distincts qui se rapportent aux deux composantes de

l’aimantation nette, l’axe longitudinal (Z) et transversal (XY): 1) le processus de relaxation

longitudinale communément appelé relaxation T1 qui est responsable du redressement de la

composante Z le long de l’axe longitudinal et de sa magnitude originale à l’équilibre ; 2) le

processus de relaxation transversale qui est responsable de la décomposition de la

composante XY qui tourne autour de l’axe Z, provoquant la décomposition correspondante

au signal de RM observé. Les relaxations longitudinale et transversale se produisent en

même temps, toutefois, pour les tissus humains, la relaxation transversale est un processus

beaucoup plus rapide que la relaxation longitudinale. Le signal s’amortit bien avant que la

population des spins retourne à son équilibre.

La relaxation T1 est un processus exponentiel avec une constante de temps T1 :

(

). Par exemple, si une impulsion à 90° (impulsion de saturation) est appliquée

à l’équilibre, l’aimantation sur l’axe Z est saturée (mise à zéro) immédiatement après

l’impulsion, mais elle revient ensuite le long de l’axe Z à sa valeur à l’équilibre, dans un

premier temps rapidement et puis en ralentissant quand elle s’approche de sa valeur à

l’équilibre (cf. figure II-4). Le redressement de l’aimantation Z après une impulsion de RF

à 90° est parfois connu comme récupération de saturation.

70

Figure II-4. Processus de relaxation de T1. Le diagramme montre le processus de relaxation de T1 après

qu’une impulsion de RF à 90° a été appliquée à l’équilibre. La composante Z de l’aimantation nette (Mz) est

mise à zéro, mais elle revient ensuite progressivement jusqu’à sa valeur à l’équilibre si aucune autre

impulsion RF n’est appliquée. La reprise de Mz est un processus exponentiel avec une constante de temps de

T1. T1 correspondant au moment où l’aimantation a récupéré 63% de sa valeur à l’équilibre. Source : [231].

Figure II-5. Processus de relaxation transversale (T2 et T2 *). Après l’application d’une impulsion de RF à

90° à l’équilibre, l’aimantation transversale (flèche rouge) a une amplitude maximale du moment magnétique

des protons (spins) tournant en phase. L’amplitude de l’aimantation transversale nette (et donc du signal

détecté) s’amortit pendant que les moments magnétiques des protons sont déphasés (petites flèches noires). Le

signal résultant de la décomposition est connue sous le nom d’induction libre d’amortissement (FID : Free

Induction Decay). La durée globale de l’amortissement de cohérence de phase observée (déphasage) équivaut

au temps T2* de relaxation qui combine l’effet de la relaxation de T2 et le déphasage supplémentaire causé

par des variations locales (inhomogénéités) dans le champ magnétique. La relaxation de T2 est le résultat des

interactions spin-spin et en raison de la nature aléatoire du mouvement moléculaire ce processus est

irréversible. Le T2* représente la relaxation pour un amortissement plus rapide du signal FID, cependant

l’amortissement supplémentaire causé par des inhomogénéités de champ peut être renversé par l’application

d’une impulsion de 180° de redressement. Les T2 et T2* sont des processus exponentiels avec des constantes

de temps T2 et T2*, respectivement. Source : [231].

La relaxation transversale peut être comprise en se souvenant que l’aimantation nette est

le résultat de la somme des moments magnétiques (spins) de toute la population de protons

71

dans l’échantillon. Immédiatement après l’impulsion de RF, les spins tournent ensemble de

façon cohérente (ils tournent en permanence et ils pointent dans la même direction que le

plan XY). L’angle décrit à tout instant est connu comme l’angle de phase (cf. figure II-5).

Les angles de phase sont progressivement étendus en provoquant une perte de cohérence et

les moments magnétiques ne peuvent plus tourner ensemble, on dit qu’ils se déplacent

«hors phase». La somme nette des moments magnétiques est donc réduite, résultant ainsi en

une réduction de l’aimantation transversale mesurée. Le signal que la bobine réceptrice

détecte (s’il n’y a aucun autre signal de RF induit par une impulsion ou un gradient) est

donc considéré comme un champ magnétique oscillant qui s’affaiblit progressivement

(connu comme perte d’induction libre). Il y a deux causes pour cette perte de cohérence :

1) la présence d’interactions entre les protons voisins entraîne une perte de cohérence de

phase connue comme relaxation de T2. La décomposition résultante de la composante

transversale de l’aimantation (Mxy) a un comportement exponentiel avec une constante de

temps (T2) :

. Cette contribution est alors connue sous le nom de

relaxation T2 (cf. figure II-5).

2) la perte de cohérence (déphasage) est provoquée par des variations locales statiques

(inhomogénéités) dans le champ magnétique appliqué (B0) qui sont constantes dans temps.

L’effet combiné de la relaxation de T2 et l’effet des uniformités du champ magnétique

sont appelés relaxation de T2* et ils déterminent le taux réel d’amortissement observé (cf.

figure II-5). La relaxation T2* est aussi un processus exponentiel avec une constante de

temps T2*.

II.1.3 Génération d’une image

L’IRM contrairement à autres techniques d’imagerie (ED, CT, PET, etc) n’utilise pas

des mesures locales, pixel par pixel, pour reconstruire une image. L’IRM utilise un

ensemble spécifique de signaux provenant de l’échantillon imagé pour construire une

72

image. Ceci est principalement dû à la nature des mesures utilisées, par exemple l’ED

utilise les propriétés mécaniques des transducteurs pour identifier la provenance locale du

signal; le CT et PET utilisent des structures mécaniques (collimateurs) pour limiter les

émissions mesurées et ainsi par la suite reconstruire une image. L’IRM de son côté utilise

les émissions d’onde (radiofréquence) provenant des tissus pour reconstruire une image.

Figure II-6. Gradients pour la sélection des plans. A) Application d’un gradient de sélection le long de l’axe

Z. B) Selection du plan XY à imager en utilisant des codages en fréquence (X) et en phase (Y). Source :

Institut für Informatik, Universität Erlangen-Nürnberg.

La première étape consiste à sélectionner la localisation du plan à imager, ceci ressemble

à la sélection du plan qui est faite avec le CT. Cette sélection s’effectue au moyen d’une

impulsion sélective (gradient) sur l’axe Z, le codage en fréquence sur l’axe X et le codage

en phase sur l’axe Y (cf. figure II-6). L’impulsion sélective combine les effets des signaux

de RM, l’application d’un gradient et l’application d’une impulsion RF. Une analogie de la

sélection des plans en utilisant le principe de résonance est illustrée sur la figure II-7.

Quand un spin est excité dans le champ de l’aimantation, celui réagit seulement à sa

fréquence de Lamor (figure II-7).

Une fois le plan choisi sur l’axe Z, les positions sur les axes X et Y doivent être définies

pour collecter l’information fréquentielle des signaux des spins provenant du plan.

L’information des spins sur l’axe X est déterminée par un encodage en fréquence

précessionnelle du gradient appliqué dans la même direction. Tandis que l’information des

spins sur l’axe Y est donnée par l’encodage de la phase de précession obtenue par

l’application d’un gradient appliqué sur le même axe. Pour mieux comprendre ces mesures

73

fréquentielles, il faut décrire comment l’espace K correspondant au plan est formé et

comment son information est utilisée pour reconstruire l’image du plan sélectionné.

Figure II-7. Analogie de sélection d’un plan par résonance. On applique une impulsion ou gradient sur les

éléments C-B-A-G-F à une fréquence de 440 Hz. Les éléments C-B sont plus sensibles aux hautes fréquences

(>>440 Hz) et les éléments G-F sont plus sensibles aux basses fréquences (<<440Hz). Pourtant le seul

élément qui est sensible au stimulus de 440 Hz est l’élément A car son domaine de résonance est proche de

celui du stimulus et il réagit d’une façon organisée. Cette analogie s’applique directement sur le plan à

imager.

Une image est représentée dans le plan XY par des composantes spatiales données en

distance, coordonnées x et y, plus une composante d’intensité. L’espace K est l’espace

réciproque du plan XY, c’est-à-dire 1/distance. L’espace K est relié au plan XY par un outil

mathématique connu comme la Transformée de Fourier (TF) qui permet de le reconstruire

(cf. figure II-8). La TF est un outil mathématique très puissant qui est actuellement

appliqué dans plusieurs domaines (imagerie, informatique, communications, chimie,

finances, etc…). Elle a été proposée en 1822 par Jean Baptiste Joseph Fourier, un

mathématicien et physicien français, pour étudier les problèmes de propagation de la

chaleur [232]. La TF est un analogue de la théorie des séries de Fourier qui permet de

décomposer des fonctions périodiques en une série des fonctions trigonométriques

convergentes et elle constitue un outil de base de l’analyse harmonique des phénomènes.

Elle est définie comme suit :

Équation 10 :

√ ∫

Et son inverse est défini comme suit:

74

Équation 11 :

√ ∫

Où est un vecteur en rotation à la fréquence ω dans un plan incluant les nombres

imaginaires. La TF peut être simplement comprise comme un outil de décomposition d’un

élément principal par une série de ses éléments fréquentiels. Dans le cas de l’IRM, des

fréquences dans l’espace.

Figure II-8. Reconstruction simple d’un plan par la transformée de Fourier. Source : Modifiée d’Institut für

Informatik, Universität Erlangen-Nürnberg.

Pour mieux illustrer la formation d’une image sur un plan XY à partir de la formulation

abstraite de la TF, il faut se rappeler comment une image digitale est construite. Prenons

par exemple la construction de l’image d’une tasse, on considère un ensemble de pixels

avec une taille, une position et une couleur spécifiques (cf. figure II-9 à droite). Ceci peut

être aussi illustré d’une façon plus artistique et rudimentaire par les tableaux de l’artiste

expressionniste abstrait Jackson Pollock qui utilisait des patrons de lignes et flot de

couleurs consécutifs sous forme de couches pour représenter ce qu’il voulait exprimer. La

reconstruction par la TF utilise le même principe de reconstruction. D’après Fourier,

l’espace K peut être décomposé en une série d’images indépendantes avec une fréquence

75

spatiale, une intensité et un angle spécifique. En additionnant les TF inverses de chaque

composante indépendante, comme Pollock faisait avec ses couches de peinture, il est

possible d’obtenir l’image de la tasse (cf. figure II-9 à gauche). Dans un contexte physique

de reconstruction, il faut autour de 700 images de décomposition pour avoir une image de

bonne qualité.

Figure II-9. Étapes de reconstruction d’une image de résonance magnétique par la transformée de Fourier. À

droite, la formation d’une image digitale d’une tasse par des pixels de taille, position et couleur spécifiques. À

gauche, un exemple de reconstruction de l’image digitale de la même tasse à partir de l’espace K de l’image.

En utilisant la transformée inverse de Fourier, l’espace K de l’image de la tasse est décomposé en une série

d’images représentant une fréquence spatiale, une intensité et un angle spécifique de l’image principale. La

somme de ces images permet de reconstruire l’image de la tasse dans le plan XY.

En effet, chaque patron provient d'un point spécifique de l’espace K (cf. figure II-10). Le

point au centre de l’espace K est le point avec le plus d’énergie et, pour cet exemple,

produit une image blanche avec une intensité 0; les fréquences spatiales avec un

déplacement vertical par rapport à l’origine produisent une image avec des lignes de

fréquences spatiales verticales avec une intensité de 9; les fréquences spatiales avec un

déplacement horizontal par rapport à l’origine produisent une image avec des lignes de

fréquences spatiales horizontales avec une intensité 8; et les fréquences spatiales avec un

déplacement angulaire produisent une image avec des lignes de fréquences spatiales avec

76

un angle spécifique avec une intensité 7 (cf. figure II-10.A). Chacun de ces points

représente un point de l’espace K (cf. figure II-10.B). Tout l’ensemble fréquentiel de

l’image est donc contenu dans l’espace K (cf. figure II-10.C). Il est important de souligner

que l’espace K et le plan de l’image sont réciproques, c’est-à-dire, que chaque point de

l’espace K produit une image avec des lignes de fréquences spatiales dans le plan XY pour

reconstruire l’image, et inversement, que chaque point du plan XY produit une image avec

des lignes de fréquences spatiales pour reconstruire l’espace K. Le principe de réciprocité

est une des grandes qualités de la TF. En bref, chaque point de l’espace K contribue et

affecte tout le plan contenant l’image reconstruite. Naturellement, le même principe peut

être utilisé pour reconstruire une image en 3D ou volumique en utilisant l’espace K en 3D.

Figure II-10. Décomposition fréquentielle de l’espace K. A) montre les points d’origine de chaque patron des

fréquences spatiales qui contribuent à la formation d’une image. B) montre la localisation dans l’espace K des

points utilisés en A). C) montre l’ensemble des points conformant l’espace K. Source : ISMRM 2011

Educational Course.

Les gradients sont utilisés pour exciter le champ magnétique dans les directions X, Y ou

Z et encoder l’information spatiale des spins. Pour faciliter la compréhension de ce

phénomène, on peut représenter le vecteur d’aimantation comme une sphère qui sera

77

excitée par l’application d’un gradient. Prenons un carré de sphères (vecteurs

d’aimantation) soumis dans un champ magnétique constant (cf. figure II-11.A). Appliquons

un gradient dans la direction de l’axe X, les sphères de gauche vont tourner vers la gauche

proportionnellement au gradient et les sphères de droite vont tourner vers la droite

également proportionnellement au gradient (cf. figure II-11.B). Quand on applique un

gradient dans la direction de l’axe Y, le même phénomène se reproduit, mais cette fois les

sphères vont tourner vers le haut ou vers le bas dépendamment de la direction et magnitude

du gradient appliqué (cf. figure II-11.C). En appliquant une combinaison d’excitations par

gradient, les sphères vont décrire des angles qui représentent des valeurs spécifiques de

fréquence dans l’espace K (cf. figure II-11.D). Les patrons obtenus par les sphères

ressemblent aux représentations fréquentielles dans les figures II-9 et 10. En appliquant des

combinaisons de gradients, le remplissage se fait horizontalement ligne par ligne dans

l’espace K.

Figure II-11. Modélisation par sphères de l’application des gradients. A) montre un modèle par sphères des

vecteurs d’aimantation dans un champ magnétique constant avant l’excitation du gradient dans la direction X.

B) montre le même modèle à la moitié d’un gradient appliqué dans la direction de l’axe X. C) montre le

même modèle à la moitié d’un gradient appliqué dans la direction de l’axe Y. D) montre le même modèle en

utilisant une excitation combinée des gradients dans la direction X et Y. Les sphères symbolisent les vecteurs

de magnétisation et vont tourner en fonction de la direction et intensité du gradient appliqué. Source : ISMRM

2011 Educational Course.

78

L’amplitude d’intensité provient directement de la somme des amplitudes des signaux

mesurés pour chaque gradient appliqué. De cette façon, toutes les informations nécessaires

(Gx, Gy, intensité) pour reconstruire l’image finale sont obtenues.

II.2. Mesure de la vitesse

La possibilité de mesurer la vitesse d’écoulement des fluides par résonance magnétique

a été investiguée dès les premiers développements de cette technique. En 1951, Suryan a

présenté le premier travail suggérant que la saturation des temps de relaxation de T1 et T2

pouvait conduire à la mesure de la vitesse d’un fluide [233]. Par la suite, en 1959, JR

Singer a trouvé des résultats similaires et a établi une formulation plus spécifique pour

décrire la mesure des vitesses [234]. Son équipe a formulé des principes [235], [236] qui

ont contribué au développement des techniques utilisées dans l’imagerie des fluides par

résonance magnétique. Actuellement, il existe plusieurs séquences de RM qui permettent

de mesurer la vitesse d’écoulement d’un fluide et leurs caractéristiques dépendent

principalement des applications [237–239]. Dans cette section, uniquement celles qui sont

utilisées dans le domaine cardiovasculaire seront abordées.

II.2.1 Temps de vol

Les mesures de vitesses par la technique de temps de vol sont basées sur l’effet du

passage d’un débit le long de l’aimantation pendant la séquence d’excitation. Singer et

Crooks ont été les premiers à utiliser cette technique in vivo pour la mesure du débit

cardiaque dans la veine jugulaire interne chez l’humain [240]. La technique de temps de vol

a été mal comprise à ses débuts et elle a été initialement attribuée à la présence d’artefacts.

Cependant, rapidement il apparut que le signal obtenu pouvait être quantifié et analysé pour

79

obtenir des mesures précises de vitesses et de débits du sang en utilisant la distance

parcourue par un bolus marqué par unité de temps [241], [242]. En principe, le bolus

marqué est relié à la détection du déplacement produit par la traînée de l’écoulement

sanguin (cf. figure II-12).

Le déplacement du bolus marqué est imagé dans différentes positions le long du cycle

cardiaque en utilisant une séquence ciné gradient d’écho répétée (GRE : Gradient-recalled

echo). Dans cette séquence, la position initiale du bolus est définie et marquée à fin de

reconnaitre le déplacement du bolus dans les images subséquentes. La vitesse est alors

simplement définie par le rapport entre le déplacement du bolus et son temps de parcours le

long du cycle cardiaque. Cette séquence est considérée comme à vitesse compensée, car

elle annule le premier des deux moments utilisés pour sa mesure (cf. figure II-13).

Figure II-12. Schéma technique temps de vol. À droite, le bolus (A) est marqué dans le plan où la première

impulsion de référence a lieu. En suite à gauche, le bolus (A) marqué est déplacé par la trainée du fluide est

un nouveau bolus « frais » arrive au moment que la deuxième impulsion a lieu. Le déplacement de (A) par

rapport au temps permet d’estimer la vitesse. Source : [243]

La validation du temps de vol a été réalisée dans des modèles expérimentaux non

sténosés [241], [244], [245] et sténosés [244] en utilisant l’échocardiographie Doppler

comme technique de référence. La validation chez l’humain a été réalisée en mesurant les

débits dans l’aorte ascendante et la veine pulmonaire principale [246–249]. Actuellement,

la technique de temps de vol est utilisée dans l’imagerie par angiographie [250], [251] et

80

elle est la technique de référence dans l’imagerie cérébrale [252]. Un exemple d’une

séquence type en imagerie par angiographie est illustré sur la figure II-14.

Figure II-13. Séquence de temps de vol avec annulation du premier écho. Le deuxième écho T1 choisi annule

le signal du sang qui se déplace à travers le plan d’intérêt. En général, le T1 d’annulation (T1,null) a lieu au

moment dans l’emplacement de référence. La répétition des pulses α est indiquée par les crochets. La

séquence se répète n fois. Source : [243]

Figure II-14. Séquence type d’imagerie par angiographie en utilisant le temps de vol. Une impulsion de

saturation est appliquée dans le plan à imager. Le temps entre l’impulsion de saturation et l’impulsion θ, Tsat,

est de l’ordre de 5-10 ms. La saturation de l’impulsion peut varier de quelques mm à plusieurs cm. Source :

[243]

81

II.2.2 Champ de vitesse par contraste de phase

L’utilisation des techniques par contraste de phase pour quantifier le débit a été rendue

possible grâce à l’application d’un gradient bipolaire d’encodage de vitesse dans une

séquence écho de gradient conventionnel (cf. figure II-15). Cette modification a été

présentée par Moran en 1982 [253]. Un peu plus tard, cette technique a été raffinée pour

permettre une large application dans le réseau cardiovasculaire [254].

Figure II-15. Diagramme d’une séquence de mesure des vitesses par contraste de phase. Remarquez

l’utilisation d’un gradient bipolaire pour la lecture des signaux associés aux vitesses. Source : [243]

Les moments magnétiques d’un écoulement passant le long du champ magnétique

linéaire présentent un changement rotationnel en phase en comparaison avec un fluide

statique. Ce changement en phase est proportionnel à la vitesse du spin (cf. figure II-16).

82

Figure II-16. Changement rotationnel en phase d’un écoulement dans un champ magnétique. Un fluide

statique (i.e. spin statique) va présenter un changement rotationnel de phase nulle et perpendiculaire au champ

magnétique (Angle de référence). Quand ce fluide acquiert du mouvement, les spins du fluide présentent un

changement rotationnel de phase proportionnelle à leur vitesse. Les limites de vitesse mesurées en utilisant la

technique par contraste de phase sont données par la vitesse d’encodage (Venc) qui permet de les encoder sur

une échelle de gris. Source : Modifiée de [255] © IEEE 2008.

Les changements de phase des tissus stationnaires sont compensés à l’aide d’un gradient

bipolaire. En répétant la mesure avec un gradient bipolaire inverse, les changements de

phase produits par d’autres séquences sont nuls [256]. La différence de phase qui subsiste

après la soustraction des mesures obtenues par le gradient bipolaire est utilisée pour le

calcul de vitesses [257]. La figure II-17 montre les étapes effectuées par la RM pour

déterminer les vitesses.

En principe, l’expression de la phase peut être exprimée de la manière suivante :

Équation 12 :

Où M0 est le moment zéro du gradient X et M1 est le premier moment du gradient X.

Typiquement, le gradient bipolaire utilisé a une aire totale nulle (partie positive + partie

négative =0), d’où M0 = 0 et alors :

83

Équation 13 :

Où ∫

quand le moment est évalué pendant l’amortissement de TE. En

pratique, la mesure de phase est polluée par les courants de Foucault, mais ces composants

s’annulent quand les deux mesures de phase sont soustraites. Les spins statiques ne

présentent aucun changement de phase, contrairement aux spins en mouvement qui

présentent un changement de phase net définit par:

Équation 14 :

Où ΔM1 = 2M1. Le changement total de phase permettant de mesurer la vitesse peut être

modifié en ajustant l’amplitude du gradient bipolaire utilisé. Ceci est connu comme le

paramètre de vitesse d’encodage variable (Venc), lequel produit des phases à 180° :

Équation 15 :

Figure II-17. Étapes de l’acquisition de vitesses par contraste de phase. La vitesse compensée (de référence) et

la vitesse encodée sont acquises ensemble. Elles sont soustraites pour obtenir un champ de vitesses ou de

phase avec les valeurs de pixels liées linéairement aux vitesses. Source : [258]

84

Les équations 14 et 15 combinées permettent de déterminer le Venc à utiliser pour un

changement de phase défini :

Équation 16 : (

)

Le Venc représente alors la limite pratique des vitesses à mesurer. Les spins avec une

vitesse plus élevée vont produire une saturation de la phase (effet de « aliasing »). La

précision de la vitesse dépend du rapport signal à bruit (SNR) et du Venc [259]:

Équation 17 : (√

)

La résolution pour déterminer les vitesses est plus grande avec un Venc plus petit

(rapport de v/venc).

Cette technique peut être utilisée pour mesurer la vitesse d’une seule composante de

vitesse ou de multiples composantes (une composante de référence avec un –M1, et trois

+M1 vitesses encodées, cf. figure II-18) [260]. Dans le cas de composantes multiples, il est

conseillé d’encoder chacune d’elles dans un temps de répétition indépendant et de réduire

au maximum le temps d’écho [261].

Figure II-18. Diagramme schématique d’une séquence de quatre points d’écho de gradient par contraste de

phase. Notez que le niveau de la phase de codage est le même pour tous les encodages. Source : [239]

85

La mesure de vitesse par contraste de phase a été validée in vitro et in vivo en 1991 en

utilisant l’ED comme technique de référence (Bland-Altman : 0±0.2 m/s, intervalle de

confiance : -0.4 à 0.4 m/s) [262]. De même, une validation in vitro et in vivo avec une

résonance magnétique à 1.5 T et en utilisant la mesure du débit par ultrasons comme

technique de référence a été réalisée en 2001(Bland-Altman : 0.321±0.903 mL/s, intervalle

de confiance : -1.44 à 2.09 mL/s) [263]. Il est important de remarquer que toutes les

mesures réalisées in vivo sont une approximation de la vitesse [264], ceci est dû à la nature

pulsée du débit cardiaque. Il y a plusieurs sources d’erreur qui sont difficiles à estimer,

cependant l’erreur de mesure en clinique est inférieure à 10% [265]. Un résumé à ce sujet a

été réalisé par Lotz en 2002 [265]. Il est important de remarquer que cette technique est la

plus utilisée dans le domaine clinique.

II.2.3 Mesure du débit par contraste de phase

La mesure des vitesses par la technique de contraste de phase permet la quantification du

débit dans les vaisseaux. En calculant la vitesse moyenne dans la surface du vaisseau ou

dans la région d’intérêt à évaluer, on peut estimer le débit qui le traverse. Dans les mesures

classiques de contraste de phase, la vitesse se quantifie seulement dans une direction.

Récemment l’encodage tridirectionnel des vitesses par contraste de phase est devenu

possible. Ceci facilite la visualisation directe des perturbations dans l’écoulement sanguin

comme la formation de tourbillons ou la turbulence [266]. Cliniquement, la mesure des

vitesses d’écoulement sanguin est réalisée dans l’aorte [267], les artères pulmonaires [268],

les pontages des artères coronaires [269] et les valves cardiaques [270]. Ces mesures sont

utiles pour identifier des anomalies du débit sanguin chez les patients atteints de maladies

de l’aorte (dissection aortique, anévrismes, ou coarctation) [269], de maladies cardiaques

congénitales (soit à travers les vaisseaux natifs ou les conduits placés chirurgicalement)

[271], [272] ou de lésions valvulaires (sténose/régurgitation) [273].

86

II.2.4 Caractérisation des patrons de flux cardiovasculaires par mesure de vitesse

Dans la pratique clinique actuelle, les mesures de vitesse se font en 2D en mesurant

seulement une composante de la vitesse. Cette approche est assez efficace pour déterminer

le débit dans le cas des maladies congénitales et cardiaques [274–277]. Cette approche

demande un bon placement du plan de mesure et ne permet pas de mesurer les multiples

composantes de vitesse de l’écoulement sanguin qui est souvent complexe. Les progrès

récents dans les techniques de mesure de vitesses permettent une approche plus complète

pour l’analyse de l’hémodynamie cardiovasculaire en utilisant des mesures en 4D (cf.

figure II-19) avec un temps d’imagerie acceptable [266], [278], [279]. La combinaison de

ces mesures avec des techniques de visualisation et quantification spécialisées permettent

d’évaluer l’hémodynamie cardiovasculaire d’un point de vue plus physique (mécanique de

fluides et structurelle).

Figure II-19. Acquisition 3D de la vitesse en utilisant une synchronisation prospective avec l’ECG. Notez

qu’un contrôle par respiration est utilisé. Pour chaque mesure, une image de référence et trois images de

vitesse sont acquises ensemble. Source : [280]

87

Figure II-20. Visualisation de l’écoulement cardiaque par lignes de courants. Les particules pour tracer les

lignes de courant sont lâchées à partir de la valve mitrale (rouge-jaune) et la valve tricuspide (bleu turquoise)

au début de la diastole ventriculaire. Source : [280]

Des outils et des techniques de visualisation ont été adaptés de la mécanique de fluides

(automobile, aéronautique, etc…) pour mieux comprendre la complexité des mesures en 3-

4D. Les lignes de courants sont souvent utilisées dans la visualisation de l’écoulement du

sang dans les ventricules (cf. figure II-20) ou de façon générale dans les structures

cardiaques (cf. figure II-21).

Le tracé par particules est aussi souvent utilisé pour caractériser l’écoulement hélicoïdal

(cf. figure II-22). Il est important de remarquer que ces mesures permettent d’estimer des

paramètres utilisés en mécanique de fluides comme la formation de tourbillons [281], les

gradients de pression [282], les efforts mécaniques sur les parois [283], l’effort rotationnel

(OSI : oscillatory shear Index) [284], la vitesse d’onde pulsée [285], la torsion ventriculaire

[286] …, pour les utiliser en clinique.

88

Figure II-21. Visualisation de l’écoulement du cœur et des grands vaisseaux. Cette visualisation permet de

montrer à l’échelle structurelle l’écoulement intracavitaire pendant la systole et diastole ventriculaire chez un

sujet jeune normal. Source : [280]

Figure II-22. Visualisation 3D du flux sanguin dans la bifurcation de la carotide gauche d’un sujet sain. Le

développement de l’écoulement hélicoïdal dans le bulbe carotidien (a); vue postérieure (b) ; vue de la tête vers

le cou (c). Les données ont été acquises avec une résolution spatiale 1,2x1,8x1,8 mm3, résolution

temporelle 48,8 ms. Source : [287]

89

II.3. Évaluation des valves natives et des substituts valvulaires

De nos jours, l’ED est la technique d’imagerie standard pour l’évaluation initiale et le

suivi des patients atteints d’une maladie cardiaque, y compris de valvulopathies.

Cependant, l’ED est limitée par la qualité des fenêtres acoustiques chez certains patients et

sa dépendance vis-à-vis de l’opérateur; en particulier pour la quantification de la sévérité

des maladies valvulaires. L’IRM permet de pallier ces limitations de l’ED pour l’évaluation

des valvulopathies et pourrait éventuellement être utilisée pour confirmer la sévérité de la

dysfonction valvulaire lorsque l’examen ED est discordant ou non concluant.

II.3.1 Paramètres d’évaluation

En utilisant la technique de mesure de vitesses par contraste de phase en amont ou en

aval de la valve à évaluer, il est possible de déterminer la vitesse maximale et la vitesse

moyenne passant à travers la valve à un moment précis ou tout au long du cycle cardiaque.

La vitesse maximale permet d’estimer le gradient transvalvulaire en utilisant l’équation de

Bernoulli simplifiée (ΔP= 4Vmax2). En multipliant la vitesse moyenne instantanée par la

surface de la région d’intérêt, il est possible d’estimer le débit transvalvulaire instantané. La

mesure du débit transvalvulaire instantané permet de quantifier le volume d’éjection et le

volume régurgitant de la valve (cf. figure II-25). Les mesures de débit par IRM, utilisant la

technique par contraste de phase, ont été validées in vivo et in vitro par la méthode de Fick,

thermodilution, ED et ultrasons [249], [263], [267], [288], [289]. La mesure de vitesse

transvalvulaire doit se faire dans un plan parallèle à la valve et perpendiculaire à

l’écoulement avec une résolution spatiale raisonnable (1-2 mm), une épaisseur du plan

adéquate (6-10 mm), une résolution temporelle acceptable (30-50 ms ou 20-30

phases/cycle) et une vitesse d’encodage évitant la saturation [265], [290], [291].

90

Figure II-23. Quantification du débit régurgitant. Source : Avec la permission de [292].

Dans le cadre de l’évaluation de la sévérité de la sténose valvulaire par IRM plusieurs

paramètres peuvent être mesurés : 1) la vitesse maximale (rétrograde et transvalvulaire); 2)

les gradients de pression transvalvulaire (maximal et moyenne); 3) l’aire valvulaire

(anatomique ou effective).

II.3.2 Valves natives

La validation des mesures vélocités transvalvulaires in vivo a été réalisée au début des

années 90s. Une bonne corrélation entre les mesures ED et IRM chez les patients avec SA a

été obtenue. Une tendance à sous-estimer, la vitesse maximale par rapport à l’ED a été

rapportée. Ceci a été principalement attribué au moyennage des vitesses des voxels dans la

vena contracta [270], [293–296]. Chez les patients avec sténose mitrale, une bonne

corrélation entre les mesures par ED et IRM a été aussi rapportée [262], [297–301].

Pour la sténose aortique, il est important de différencier entre l’aire anatomique de la

valve et l’aire valvulaire effective. L’aire anatomique représente l’ouverture physique

maximale (surface) des feuillets de la valve et elle est déterminée par la méthode de

planimétrie en IRM. L’évaluation par planimétrie se réalise visuellement sur l’orifice de la

valve en utilisant une séquence SSFP qui permet d’avoir des images de bonne qualité pour

cette estimation de surface [270], [293–296]. Il a été montré que la mesure de la surface

valvulaire par planimétrie en utilisant des images SSFP corrèle assez bien avec des mesures

91

réalisées par ED transoesophagien [302]. Par contre, l’aire valvulaire anatomique ne reflète

pas la performance hémodynamique des valves calcifiées comme le fait l’aire valvulaire

effective (AVE). L’AVE peut être déterminée en IRM en utilisant l’équation de continuité

(cf. figure II-24), d’une manière similaire à l’ED avec une bonne corrélation (r=0.94) [270].

Les intégrales temps-vélocité se calculent en utilisant les vélocités maximales dans le plan

de la CCVG ou de l’aorte ascendante. Le volume d’éjection peut être calculé en utilisant le

diamètre de la CCVG mesuré dans le plan du VG, par la méthode de Simpson en

multipliant la vélocité moyenne par l’aire instantané de la CCVG et par la mesure

volumique directe de la cavité du VG. D’autres approches en utilisant une équation de

continuité hybride (ED+IRM, ITV aortique par ED et débit par IRM [Simpson ou

volumique]) pour estimer l’AVE ont aussi donné une bonne concordance [303], [304].

Figure II-24. Mesure des intégrales temps-vélocité par résonance magnétique. À droite, la mesure des vitesses

dans l’aorte ascendante, à gauche les mesures des vitesses dans le ventricule gauche (A). Les intégrales

temps-vélocité (B) sont utilisées dans le calcul de l’aire valvulaire effective en utilisant l’équation de

continuité. Le volume d’éjection débit peut être calculé par la méthode de Simpson (C). Source : [305].

92

Les principales limitations des études précédentes sont : 1) l’utilisation du même

principe et suppositions que l’ED, le diamètre de la CCVG est mesuré et utilisé pour

calculer l’aire « circulaire » [270], 2) la variabilité inter-intra observateur n’a pas été

quantifiée [303], [304] et 3) une cohorte réduite.

Figure II-25. Variation temporelle de l’aire valvulaire effective instantanée. Source : [306].

La détermination de la cinétique d’ouverture et de fermeture de la valve aortique a aussi

été de l’intérêt des chercheurs en IRM. Une récente étude a proposé un paramètre pour

évaluer la cinétique valvulaire [306]: T= # de phases > 0.85 × AVE pic / # phases en

systole. Cette étude utilise la méthode proposée par Sondergaard et al. pour estimer l’aire

valvulaire effective [296], [307]. Cette méthode utilise une troncation (0.5×Vmax) du

champ de vitesse au niveau aortique pour déterminer l’AVE. Néanmoins il faut remarquer

que l’AVE estimée par cette méthode se rapproche plus à AVA qu’à l’AVE. Le paramètre

proposé a montré une bonne corrélation (r=-0,62) avec la masse ventriculaire indexée.

93

II.3.3 Substituts valvulaires

L’évaluation des substituts valvulaires par IRM est moins fréquente que celle des valves

natives. Cependant, elle a aussi été présentée comme une méthode fiable pour confirmer

leur bon fonctionnement. Quelques études ont rapporté l’évaluation des bioprothèses par

IRM. Une bonne corrélation entre l’IRM et l’ED existait (r=0.92, par planimétrie aortique

[308]; r=0.94, par planimétrie mitrale [309]). De même, d’autres études ont évalué

l’hémodynamie des prothèses mécaniques [310], [311] et plus récemment des valves

percutanées [312]. Dans toutes ces études, une approche similaire à celle de l’ED a été

utilisée en mesurant principalement le débit, le gradient transvalvulaire et la régurgitation

valvulaire. En outre l’IRM permet de mesurer les patrons de vélocité et de flux dans les

différents plans du cœur, des valves et des vaisseaux ce qui apportent des informations

additionnelles sur le plan pathophysiologique. Une étude allemande récente a montré que

les patrons 4D d’éjection dans l’aorte des bioprothèses variaient en fonction du modèle et

de la taille de la prothèse utilisée [313]. Dans le cadre des substituts mécaniques, des

évaluations des patrons d’éjection [314–316] et d’énergie cinétique turbulente [317] dans

l’aorte ont été réalisées dans le but d’évaluer les facteurs causant l’hémolyse. La principale

limitation dans l’évaluation des substituts mécaniques est la présence d’artefacts dans

l’image. Cette limitation peut être surmontée par l’utilisation d’une antenne spécifique pour

les supprimer [318] ou l’implémentation d’une séquence amortissant le bruit généré par les

composants de la prothèse [319].

II.4. Conclusion

En résumé, les principaux avantages de l’imagerie par résonance magnétique sont la

précision et la reproductibilité des mesures et la moindre dépendance vis-à-vis de

l’opérateur. Dans le domaine des valvulopathies, malgré le grand potentiel de l’imagerie

par résonance magnétique, les différents paramètres de sévérité obtenus par cette modalité

d’imagerie ont été peu validés et appliqués en clinique. La mesure précise de l’AVE

94

instantanée et moyen pourrait s’avérer très utile dans la détection et la quantification de la

dysfonction des valves natives et prothétiques. L’analyse des patrons de flux intracardiaque

pourrait permettre de mieux caractériser l’impact de la dysfonction valvulaire sur la

fonction cardiaque et les autres complications potentielles (hémolyse, thombo-embolies

etc...).

95

III. Objectifs et hypothèses

L’échocardiographie Doppler (ED) est une technique d’imagerie versatile, non invasive,

non ionisante et économique; ce qui fait d’elle le principal outil clinique pour évaluer la

sévérité de la sténose aortique (SA) dont l’aire valvulaire effective (AVE) est un des

principaux critères de sévérité. Cependant, l’ED possède plusieurs limitations d’ordre

technique et clinique qui peuvent mener à des résultants discordants entre les indices de

sévérité de la SA chez un même patient. Donc, le cardiologue doit souvent avoir recours à

d’autres méthodes diagnostiques pour confirmer la sévérité de la sténose. Le cathétérisme

cardiaque est une méthode invasive permettant de confirmer la sévérité de la SA par la

mesure de l’AVE et des gradients transvalvulaires. Par contre, le cathétérisme cardiaque

présente aussi des limitations techniques et n’est pas sans risque [107].

D’autre part, l’imagerie cardiovasculaire par résonance magnétique (IRM) est une

technique non invasive et non ionisante qui est de plus en plus utilisée dans l’évaluation des

maladies cardiovasculaires et elle peut être utilisée pour évaluer et confirmer la sévérité de

la SA. L’objectif principal de ce doctorat est de comparer ces deux techniques

d’imagerie, l’ED et l’IRM, pour mesurer l’AVE et de développer de nouvelles

méthodes spécifiques à l’IRM afin d’améliorer cette mesure et d’offrir des

informations additionnelles sur le comportement hémodynamique de la valve

aortique.

Comme nous l’avons précisé auparavant, l’ED est le principal outil d’évaluation de la

sévérité de la SA. L’ED utilise l’équation de continuité (EC) pour estimer l’AVE.

Cependant, quelques limitations techniques existent comme : i) des fenêtres acoustiques

inadéquates; ii) une potentielle sous-estimation de la vitesse due au mauvais alignement du

faisceau Doppler avec la direction de l’écoulement; iii) une éventuelle sous-estimation de la

voie de chasse du ventricule gauche; iv) des variations dans le tracé des contours de

vitesses, etc [93]. Ces limitations peuvent changer de manière importante la précision des

résultats obtenus par ED pour estimer la sévérité de la SA, principalement quand le patient

est asymptomatique. Récemment, l’IRM a été utilisée pour évaluer la sévérité de la SA

96

[270], [303]. Ces études ont montré une bonne concordance entre les mesures IRM et ED.

L’IRM peut aussi être utilisée pour estimer le volume d’éjection [304], ce qui peut être très

utile pour évaluer les patients en état de bas débit.

Cependant, les études antérieures n’ont, en général, pas fourni les données de variabilité

inter-intra observateur de l’AVE par IRM, en particulier lorsque l’acquisition (et pas

seulement l’analyse) des images est répétée.

Le premier objectif spécifique de cette thèse est de comparer l’AVE estimée par ED et

IRM en utilisant l’EC. Nous avons émis les hypothèses suivantes : 1) La mesure d’AVE par

IRM concorde avec les celle obtenue par ED. 2) La variabilité de mesure de l’AVE par

IRM est moins importante que celle par ED suggérant que l’IRM offre une meilleure

reproductibilité que l’ED pour cette mesure.

Récemment, une nouvelle méthode expérimentale, basée sur le terme de source

acoustique (TSA), a montré son efficacité pour estimer l’AVE à partir du champ de vitesses

mesuré par vélocimétrie par image de particules, une technique optique de référence qui a

besoin de parois transparentes [320], [321]. Cette limitation peut être surmontée in vivo en

utilisant l’IRM.

Le deuxième objectif spécifique de cette thèse est valider une nouvelle méthode, basée

sur le terme source acoustique (TSA) par IRM pour estimer l’AVE. De plus, nous avons

introduit une méthode simplifiée qui ne nécessite pas le calcul du TSA et ne nécessite pas

le calcul du champ de vorticité pour mesurer l’AVE et la sévérité de la SA. Nous avons

émis les hypothèses suivantes : 1) La mesure de l’AVE par les méthodes basées sur le TSA

concorde bien avec l’AVE mesuré par ED ou par IRM selon la méthode de l’équation de

continuité. 2) Les méthodes basées sur le TSA offre une meilleure performance en termes

de reproductibilité inter- et intra-observateur que les autres méthodes utilisées actuellement.

L’ED a été aussi utilisée pour évaluer les changements dynamiques de l’AVE durant la

systole [117], [119], [120]. La cinétique d’ouverture/fermeture de la valve dérivée de

l’AVE instantanée pourrait permettre d’améliorer la stratification du risque de progression

rapide de la maladie chez les patients avec sténose aortique. Cependant, les limitations

97

techniques de l’ED rendent difficile la mesure de l’AVE instantanée. Il y a donc un grand

besoin de développer une technique non-invasive précise pour mesurer l’AVE instantanée.

Le troisième objectif spécifique de cette thèse est de déterminer la faisabilité et la

reproductibilité de la mesure des paramètres de cinétique valvulaire par IRM et d’examiner

l’association entre ces paramètres et les marqueurs de mauvais prognostic chez les patients

avec sténose aortique. Nous avons émis l’hypothèse que l’IRM permet de mesurer les

paramètres de cinétique d’ouverture avec une bonne reproductibilité et que ces paramètres

corrèlent avec les marqueurs de risque de la sténose aortique.

La vorticité et les structures tourbillonnaires jouent un rôle fondamental dans

l’évaluation des aspects hémodynamics et énergétiques de la fonction cardiovasculaire

[280], [322]. L’amplitude du tourbillon peut être dérivée à partir des vitesses mesurées par

imagerie cardiovasculaire par résonance magnétique (IRM). Cependant, plusieurs schémas

numériques peuvent être utilisés pour estimer le champ de vorticité.

Le quatrième objectif spécifique de cette thèse est d’évaluer et valider les différents

schémas numériques utilisés pour évaluer le champ de vorticité provenant des mesures de

vitesses obtenues par IRM. Des schémas de différenciation directe (circulation de 8 points

et Chapra) et des schémas de différentiation dérivative (Richardson 4* et 4* compacte

Richardson) ont été comparés avec un champ de vorticité théorique. On a émis l’hypothèse

que ces schémas utilisés généralement dans un contexte expérimental peuvent aussi être

utilisé en IRM.

98

IV. Article I

Comparison between Cardiovascular Magnetic Resonance and

Transthoracic Doppler Echocardiography for the Estimation of

Effective Orifice Area in Aortic Stenosis

Julio Garcia1, 2, Lyes Kadem2, Eric Larose1, Marie-Annick Clavel1, Philippe Pibarot1§

1 Québec Heart and Lung Institute, Laval University, Québec, Canada.

2 Laboratory of Cardiovascular Fluid Dynamics, Concordia University, Montréal, Canada.

§Corresponding author

Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 2011; 13 :25

99

IV.1. Résumé

Introduction : L’aire valvulaire effective (AVE) calculée par échocardiographie Doppler

(ED) en utilisant l’équation de continuité est l’un des indices le plus utilisée pour

déterminer la sévérité de la sténose aortique (SA). Cependant, il existe souvent des

différences entre l’AVE calculée par ED et les autres indices de la sévérité de la sténose.

L’imagerie cardiovasculaire par résonance magnétique (IRM) est une méthode alternative

pour l’estimation non invasive de l’AVE. L’objectif de cette étude est d’évaluer la

concordance entre l’estimation de l’AVE mesurée par ED et par IRM.

Méthodes et Résultats : 31 patients avec sténose aortique de modérée à sévère (AVE :

0.72 à 1.73 cm2) et sept (7) sujets contrôle avec débit transvalvulaire normal ont été évalués

par ED et par IRM par contraste de phase. L’AVE a été déterminée par l’équation de

continuité. Les résultats par IRM montrent que la voie de chasse du ventricule gauche

(CCVG) est typiquement ovale et non circulaire. Par conséquent, l’ED sous-estime

(p<0.001) la surface de la CCVG (ACCVG, 3.84 ± 0.80 cm2) par rapport à l’IRM (4.78 ±

1.05 cm2). D’autre part, l’ED surestime l’intégrale temps-vélocité dans la CCVG

(ITVCCVG : 21 ± 4 vs. 15 ± 4 cm; p<0.001). Une bonne concordance entre les mesures de

l’ITV aortique par ED et IRM a été observée (61 ± 22 vs. 57 ± 20 cm; p=0.02). En général,

une bonne corrélation et concordance entre les AVE mesurées par ED et IRM ont été

observées (1.53 ± 0.67 vs. 1.59 ± 0.73 cm2, p=0.17 ; r = 0.92, biais = 0.06 ± 0.29 cm2). La

variabilité intra- et inter- observateur de l’AVE calculée par ED a été de 5 ± 5% et 9 ± 5%,

respectivement, par rapport à 2 ± 1% et 7 ± 5% de l’AVE par IRM.

Conclusion : La sous-estimation de l’ACCVG est compensée par une surestimation de

l’ITVCCVG dans les mesures par ED, résultant en une bonne concordance entre les AVE

calculées par ED et IRM. L’IRM est associée à une faible variabilité intra- et inter-

observateur par rapport à celle de l’ED. L’IRM peut donc fournir des mesures d’AVE

fiables lorsque celle-ci ne sont pas réalisables par ED ou non concluantes.

100

IV.2. Abstract

Background: The effective orifice area (EOA) estimated by transthoracic Doppler

echocardiography (TTE) via the continuity equation is commonly used to determine the

severity of aortic stenosis (AS). However, there are often discrepancies between TTE-

derived EOA and invasive indices of stenosis, thus raising uncertainty about actual definite

severity. Cardiovascular magnetic resonance (CMR) has emerged as an alternative method

for non-invasive estimation of valve EOA. The objective of this study was to assess the

concordance between TTE and CMR for the estimation of valve EOA.

Methods and results: 31 patients with mild to severe AS (EOA range: 0.72 to 1.73 cm2)

and seven (7) healthy control subjects with normal transvalvular flow rate underwent TTE

and velocity-encoded CMR. Valve EOA was calculated by the continuity equation. CMR

revealed that the left ventricular outflow tract (LVOT) cross-section is typically oval and

not circular. As a consequence, TTE underestimated the LVOT cross-sectional area (ALVOT,

3.84±0.80 cm2) compared to CMR (4.78±1.05 cm2). On the other hand, TTE overestimated

the LVOT velocity-time integral (VTILVOT : 21±4 vs. 15±4 cm). Good concordance was

observed between TTE and CMR for estimation of aortic jet VTI (61±22 vs. 57±20 cm).

Overall, there was a good correlation and concordance between TTE-derived and CMR-

derived EOAs (1.53±0.67 vs. 1.59±0.73 cm2, r = 0.92, bias = 0.06±0.29 cm2). The intra-

and inter- observer variability of TTE-derived EOA was 5±5% and 9±5%, respectively,

compared to 2±1% and 7±5% for CMR-derived EOA.

Conclusion: Underestimation of ALVOT by TTE is compensated by overestimation of

VTILVOT, thereby resulting in a good concordance between TTE and CMR for estimation of

aortic valve EOA. CMR was associated with less intra- and inter- observer measurement

variability compared to TTE. CMR provides a non-invasive and reliable alternative to

Doppler-echocardiography for the quantification of AS severity.

101

IV.3. Background

Accurate assessment of valve stenosis severity is crucial for optimal management of

patients with aortic stenosis (AS). The valve effective orifice area (EOA) is one of the most

frequently used index to quantify stenosis severity and current ACC/AHA/ESC guidelines

propose an EOA <1.0 cm² as the criteria to be utilized to identify severe AS [93], [198].

Given its non-invasive, radiation-free, low-cost, and versatility nature, transthoracic

Doppler-echocardiography (TTE) is currently the method of choice to measure the valve

EOA and grade AS severity. However, TTE has several limitations including: i) inability to

obtain reliable measurements of EOA due to inadequate acoustic window and poor image

quality in some patients; ii) potential for underestimation of flow velocity due to mis-

alignment of Doppler beam with flow direction; iii) risk of underestimation of LV outflow

(LVOT) diameter due to inadequate quality and/or positioning of image plane; iv)

measurement variability related to manual tracing of flow velocity contours, etc [93]. These

limitations may significantly alter the performance of TTE to accurately quantify AS

severity. Furthermore, the cardiologist if often confronted to discordant results among the

different stenotic indices (i.e. EOA, transvalvular gradient, peak velocity, dimensionless

velocity index) measured by Doppler-echocardiography or between the Doppler-

echocardiographic evaluation of stenosis severity and the patient’s clinical status [124].

These discordances may raise some uncertainty about the actual severity of the stenosis and

thus about the indication for aortic valve replacement if the patient is symptomatic. When

Doppler-echocardiographic evaluation is inconclusive and/or discordant with other clinical

findings, catheterization may be used to confirm valve EOA and gradients. However, left

heart catheterization is an invasive method that may cause cerebral embolism [107].

Cardiovascular magnetic resonance (CMR) has emerged as a non-invasive, radiation-free

alternative modality to corroborate AS severity [270], [292], [304], [323–325]. The

majority of previous studies have, however, focused on the evaluation of the valvular

anatomic (geometric) orifice area measured by planimetry on the images obtained by CMR

or computed tomography [99], [290], [326]. From a physiologic standpoint, it is important

to emphasize that the transvalvular pressure gradient and thus the LV workload are

essentially determined by the valve EOA, i.e. the cross-sectional area of the vena contracta

102

of the transvalvular flow jet, and not by the valve anatomic orifice area [96], [97]. And in

this regard, it should be noted that the anatomic and effective orifice areas may differ

markedly, depending on the magnitude of the flow contraction downstream of the valve.

The objective of this study was to assess the concordance between TTE and CMR for

the estimation of valve EOA with use of the continuity equation method.

IV.4. Methods

IV.4.1 Study Population

Seven (7) healthy control subjects and 31 patients with mild to severe AS (0.72 cm2 ≤

EOA ≤ 1.73 cm2) were included in this study. Exclusion criteria were: age < 21 years old,

LV ejection fraction < 50%, atrial fibrillation, moderate or severe mitral or aortic

regurgitation, poor TTE imaging quality and standard contra-indications to magnetic

resonance imaging. All patients provided written informed consent. Initial AS severity

classification at study entry was based on TTE-derived EOA: normal (EOA > 2.0 cm2),

mild (1.5 cm2 < EOA ≤ 2.0 cm2), moderate (1.0 cm2 < EOA ≤ 1.5 cm2) and severe (EOA ≤

1.0 cm2).

IV.4.2 Transthoracic Echocardiography

TTE studies were performed and analyzed by two experienced echocardiographers. The

TTE measurements were performed according to the American Society of

Echocardiography guidelines [327] and included: LVOT diameter, LVOT flow velocity by

pulsed-wave Doppler, aortic transvalvular jet velocity by continuous-wave Doppler and

valve EOA using continuity equation [93] :

103

EOATTE= SVLVOT / VTIAo = (VTILVOT × ALVOT)/VTIAo (1)

Where SVLVOT is the stroke volume measured in the LVOT, ALVOT is the cross-sectional

area of the LVOT calculated assuming a circular shape: (LVOT diameter)2×0.785, and

VTILVOT VTIAo are the velocity-time integrals of the LVOT and transvalvular flow,

respectively.

IV.4.3 Cardiovascular Magnetic Resonance

Figure IV-1. Image planes used for CMR measurements. Panel A shows the flow velocity map was acquired

at 3 image planes: -12 mm upstream from aortic valve plane (used as the 0 mm reference) and at +6 and +10

mm downstream of the aortic valve plane. The cross -sectional area of the LVOT is measured at the -12 mm

position. Panel B shows the measurement of LVOT diameter at annulus location.

CMR studies were performed 2 to 4 weeks after TTE with patients in comparable

hemodynamic state. Imaging was performed with a 1.5 Tesla Philips Achieva scanner

operating release 2.6 level 3 and dedicated phased-array cardiac coil during successive end-

expiratory breath-holds (Philips Healthcare, Best, The Netherlands). Cine imaging of

cardiac function was performed by steady-state free precession technique at 30 phases per

104

cardiac cycle (by vectorcardiographic gating) in 8-14 parallel short-axis and 2-chamber, 4-

chamber, and 2 orthogonal LVOT planes (8 mm thickness, 0 mm gap). Typical parameters

included TR/TE of 3.4/1.2 ms, flip angle 40°, NEX of 1, yielding in-plane spatial resolution

of 1.6x2mm. In addition, through-plane phase-contrast (sQFlow SENSE) imaging was

performed in the LVOT at 12 mm upstream from the aortic valve annulus (reference: 0

mm) and in the ascending aorta at +6 mm and +10 mm downstream of the annulus (Figure

IV-1). CMR imaging parameters consisted of: TR/TE of 4.60-4.92/2.76-3.05 ms, flip angle

15°, 24 phases, pixel spacing 1.32–2.07 mm, slice thickness 10 mm and acquisition matrix

of 256 x 208. Each phase-contrast velocity mapping acquisition produced 2 cine images:

one magnitude image and one phase image. For each patient, peak aortic jet velocity

measured by TTE was used to define CMR encoding velocity (CMR encoding velocity =

(1.25 to 1.5) x peak jet velocity) to optimally define resolution.

Figure IV-2. Left ventricular outflow tract dimens ions and cross-section area measurements by CMR. Left

ventricular outflow tract (LVOT) cross -sectional (ALVOT; red solid line), anterior-posterior (AP) diameter

(blue line), right-left (RL) diameter (blue line), and AP/RL diameter ratio for two different patients. The

dashed red line represents the cross -sectional area of LVOT estimated on the basis of the AP diameter and

assuming a circular LVOT shape. This estimation yielded values of LVOT cross -sectional area of 6.15 and

3.46 cm2 for these 2 patients compared to the actual area of 6.23 and 5.35 cm

2, respectively.

CMR images acquisitions and analyses were performed by investigators blinded to

clinical and TTE results. A custom-made research application was developed using Matlab

software (Mathworks, Natick, Ma) to process and analyze velocity-encoded images [255].

Spatial resolution of CMR images was artificially improved by a factor of three using

bicubic averaged interpolation and the magnitude image stack was processed to filter

105

background noise. Regions of interest (ROIs) were defined on each of the 24 phases of

magnitude images to include the lumen of the LVOT and of the aorta. The following

measurements were performed within each ROI: i) on magnitude images: anterior-posterior

(AP) diameter, left-right (LR) diameter, and cross-sectional area of LVOT at the -12mm

position; the ratio of AP/LR diameters was calculated to characterize the shape of LVOT

(the lower the ratio the more oval the shape of LVOT) (Figure IV-2) and ii) on matched

phase images: velocity profiles at -12mm, +6 and +10mm positions.

Figure IV-3. Flow velocity measurements in the left ventricular outflow tract by CMR. Panel A shows the

change in peak left ventricular outflow tract (LVOT) velocity at -12 mm position during the cardiac cycle.

Panel B shows the change in the instantaneous average velocity obtained over the region of interest. The

velocity-time integral (VTI) is the area under the curve. Panel C shows the change in instantaneous flow (Q)

calculated as follows: Q (t) = average velocity (t) × ALVOT, where ALVOT is the cross-sectional area of the

LVOT. The stroke volume (SV) is the flow-time integral during systole. Panel D shows the change in peak

aortic velocity at +6 mm position during the cardiac cycle, the velocity -time integral (VTI) is the area under

the curve.

The peak and average flow velocities within the ROI were used to determine the

changes in instantaneous peak (Vpeak, Figure IV-3A) and average (Vaverage, Figure IV-3B)

106

velocity in the LVOT at the -12mm position during the cardiac cycle. The velocity-time

integral of Vaverage during systole was calculated (Figure IV-3B) and compared to the VTI

measured by TTE in the LVOT. The instantaneous LVOT flow rate was calculated by

multiplying the instantaneous Vaverage by the LVOT cross-sectional area, and the stroke

volume (SVCMR) was calculated by using Simpson’s rule to integrate flow during systole

(Figure IV-3C).

The peak flow velocity within the ROI was used to determine the instantaneous peak

aortic velocity at the 6 and 10 mm positions (Figure IV-3D). The velocity-time integral of

peak velocity during systole was calculated (VTIAo) and compared to the VTIAo measured

by TTE. Given that slightly higher velocities were obtained at 6 mm versus 10 mm, we

used the 6 mm position for estimation of VTIAo and EOA by CMR in this study.

The CMR-derived EOA (EOACMR) was then calculated with the following formula:

EOACMR = SVCMR / VTIAo (2)

Where SVCMR is the stroke volume using Simpson’s rule to integrate systolic flow and

VTIAo is the velocity-time integral of the peak aortic flow velocity measured at 6 mm

downstream of the valve during systole.

IV.4.4 Measurement variability

To evaluate the intra- and inter- observer variability related to image analysis by CMR

and TTE; the measurements of EOA were repeated in a subset of 15 studies (11 AS patients

and 4 control subjects) by two blinded observers with the use of the same set of TTE and

CMR images. To further evaluate the intra- and inter- observer- variability related to image

acquisition and analysis by TTE and CMR, 5 AS patients were imaged twice within 4

weeks (including image acquisition and analysis).

107

IV.4.5 Statistical analyses

Results are expressed as mean ± SD. CMR versus TTE measurements were compared

by 2-tailed paired Student t-tests. Correlations and agreements between CMR and TTE

measurements were assessed by Pearson’s correlations and Bland-Altman comparisons,

respectively. Statistical analysis was performed with SPSS 17 (SPSS, Chicago, IL).

IV.5. Results

Thirty-one patients with mild to severe AS (77% men, age 67 ± 12 years) and seven

healthy subjects (71% men, age 34 ± 8 years) were studied by TTE and CMR. Valve

morphology was bicuspid in nine of the 31 AS patients and indeterminate by TTE in 3

patients. Patient characteristics are reported in Table IV-1.

Table IV-1. Patient Characteristics.

Age (years) 62 ± 17

Male gender n (%) 29 (76)

Heart rate (bpm) 65 ± 12

Weight (Kg) 76 ± 13

Height (cm) 169 ± 10

Body surface area (m2) 1.88 ± 0.19

Body mass index (Kg/m2) 26 ± 3

Valve morphology

Tricuspid n (%) 26 (68)

Bicuspid n (%) 9 (24)

Indeterminate n (%) 3 (8)

The table shows the mean±SD or number of patients and percentage.

108

IV.5.1 LVOT cross-sectional area

LVOT cross-sectional area obtained by TTE was smaller than that obtained by CMR

(bias = -0.94 cm2, agreement limits: -2.62 to +0.74 cm2) (Table IV-2). This is, in large part,

due to the fact that TTE assumes a circular shape of LVOT and uses the smaller (AP

diameter) to compute ALVOT , whereas CMR reveals that LVOT shape is oval in the vast

majority of patients (Figure IV-2). The LR and AP LVOT diameters measured by CMR

were: 28±3 mm and 24±3 mm, respectively, whereas the LVOT diameter measured by TTE

was: 22±1 mm. The ratio of AP to LR diameters measured by CMR was 0.87±0.08

(median: 0.86; range: 0.78 – 0.94) and overall 74% of patients had a ratio<0.9, thus

confirming that most patients have an oval-shape of LVOT. There were no difference in AP

to LR diameters ratio between bicuspid vs. tricuspid valves (0.83±0.07 vs. 0.88±0.08,

p=NS).

Table IV-2. Comparison of Transthoracic Doppler-echocardiography (TTE) and

Cardiovascular Magnetic Resonance (CMR) data.

TTE

CMR

Mean ± SD Mean ± SD p-value

Heart rate (bpm) 65 ± 12

66 ± 11 0.40

LVOT area (cm2) 3.84 ± 0.8

4.78 ± 1.05 <0.001

AP/RL diameter ratio

0.87 ± 0.08 -

LVOT VTI (cm) 21 ± 4

15 ± 4 <0.001

SV (mL) 80 ± 13

80 ± 18 0.68

Ao VTI (cm) 61 ± 22

57 ± 20 0.02

EOA (cm2) 1.53 ± 0.67 1.59 ± 0.73 0.17

Legend:

LVOT: Left ventricular outflow tract; AP: Anterior-Posterior diameter; RL: Right-Left diameter; LVOT VTI:

flow velocity time-integral in LVOT; SV: Stroke volume; Ao VTI: peak aortic velocity-time integral; EOA:

valve effective orifice area.

109

IV.5.2 LVOT flow velocities and stroke volume

VTILVOT measured by TTE was greater than that measured by CMR (bias = 14 cm and

agreement limits: +1 to +26 cm) (Table IV-2). This may be due to the fact Doppler-

echocardiography measures the flow velocity at the center of the LVOT, assuming an

homogeneous and flat velocity profile, whereas CMR reveals that the flow velocity profile

is skewed with greater velocities along the anterior and right aspects of the LVOT (Figure

IV-4).

IV.5.3 Aortic valve EOA

Overall, there was a good correlation and concordance between EOATTE and EOACMR

(1.53±0.67 cm2 vs. 1.59±0.73 cm2, r=0.92, bias = +0.06 cm2, agreement limits: -0.50 to

+0.62 cm2; Figure IV-5). Nonetheless, 12 (39%) patients had a change in AS severity class

when using the EOACMR rather than the EOATTE (Figure IV-6). Four (13%) patients were

re-classified in a more severe class and 8 (26%) in a less severe class. Two (6%) patients

with severe AS on the basis of EOATTE were re-classified as moderate by EOACMR and

three (9%) patients with moderate AS on the basis of EOATTE were classified as severe by

EOACMR.

IV.5.4 Measurement variability

In the subset of 15 subjects (11 AS patients and 4 control subjects) in whom the analyses

of EOA were repeated with on the same set of images, the intra- and inter- observer

variability of EOATTE was 5±5% and 9±5%, respectively, compared to 2±1% and 7±5% for

CMR. In the subset of 5 patients in whom both the acquisition and analysis of images were

110

repeated, the intra- and inter- observer variability of EOATTE was 10±8% and 12±5%,

respectively, compared to 8±8% and 9±8%, for EOACMR.

Figure IV-4. Flow velocity profile obtained by CMR in the LV outflow tract (LVOT). The figure shows the

flow velocity profile within the LVOT in a patient with AS. Panels A and B show the 2D and 3D flow

velocity profile.

IV.6. Discussion

Doppler-echocardiography is the method used to assess AS severity and guide

therapeutic management in current practice. The valve EOA is one of the most frequently

used Doppler-echocardiographic index to quantify stenosis severity. However, the

measurement of valve EOA may not be feasible in a significant proportion of patients due

to poor acoustic window and/or subvalvular flow acceleration. Moreover, given that the

calculation of EOA requires the inclusion of 3 measures (LVOT diameter, LVOT VTI, and

aortic jet VTI) in the continuity equation, this method may yield to relatively large

measurement errors. Finally, there are often discordances between EOA and other Doppler-

111

echocardiographic indices of stenosis severity, such as peak aortic jet velocity and

transvalvular gradients. These discordances are particularly frequent in presence of low

flow state conditions, where the gradients may be low despite the presence of a severe

stenosis [328], [329]. Discordant or inconclusive Doppler-echocardiographic findings may

raise some uncertainty about the actual severity of the stenosis and therefore about the

therapeutic management of the patient. There is thus an important need for additional non-

invasive and accurate methods to corroborate stenosis severity in patients for whom

Doppler-echocardiography does not provide a definitive conclusion with regard to AS

severity.

Figure IV-5. Comparison of valve effective orifice area (EOA) measured by TTE versus by CMR.

Panel A shows the Pearson correlation plot. The solid line is the regression line and the dashed line is the

identity line. Panel B shows the Bland-Altman plot. The solid line is the mean bias and dashed lines are ±

1.96 standard-deviations lines.

112

Multidetector computed tomography is a powerful imaging modality to measure

dimensions, surfaces and volumes of cardiac chambers. However, this method does not

allow measurement of flow velocity and thereby does not permit the determination of valve

EOA. CMR is a non-invasive, radiation-free imaging modality that allows quantification of

flow velocity in the LVOT and aorta. Moreover CMR has superior temporal resolution

compared to computed tomography.

Figure IV-6. Grading of aortic stenosis severity with the use of TTE- versus CMR-derived effective orifice

areas (EOA).

The main finding of this study is that there is a good agreement between CMR and

Doppler-echocardiography for the estimation of valve EOA. This study also confirms the

results of previous studies that reported that Doppler-echocardiography underestimates the

LVOT cross-sectional area compared to computed tomography imaging [330–336]. This

overestimation is essentially related to the fact that Doppler-echocardiography assumes a

113

circular LVOT shape, whereas, in fact, it is oval in most patients. However, as opposed to

what was previously believed, this underestimation of LVOT area does not necessarily

translate into underestimation of LV stroke volume and valve EOA. Indeed, TTE

overestimates the LVOT VTI compared to CMR, which thus compensates the

underestimation of LVOT area and yields to concordant estimates of valve EOA. With TTE

method, it is assumed that: i) the flow velocity profile in the LVOT is flat, i.e. mean

velocity equals peak velocity, and ii) the flow velocity profile is homogenous, i.e.

measurement of velocity with the pulsed-wave Doppler sample volume positioned in the

center of the LVOT accurately reflects the average velocity throughout the whole LVOT

cross-section. However, as illustrated in Figure IV-4, CMR reveals that flow velocity

profile is not flat and is often skewed with higher velocities along the anterior and right

aspects of the LVOT. Hence, tracing of the contour of the peak velocity envelopes obtained

by pulsed-wave Doppler at the center of the LVOT overestimates the actual mean velocity

and the VTI in the LVOT. The overestimation of VTILVOT by TTE somewhat

counterbalances the underestimation of ALVOT . And consequently, the average stroke

volume and EOA determined by TTE are similar to those determined by CMR.

Aortic valve EOA

Several previous CMR studies have focused on the measurement of the area of the aortic

valve orifice by planimetry [99], [290], [292], [325], [326]. However, it is important to

underline that this “anatomic” orifice area (AOA) is not equivalent to the EOA. The latter

indeed reflects the cross-sectional area of the vena contracta of the transvalvular flow jet

[96], [97]. The EOA is generally smaller than the AVA because there is a contraction of the

flow downstream of the valve orifice. From a physiological standpoint, the transvalvular

pressure gradient and thus the LV workload are essentially determined by the EOA and the

magnitude of flow rate. The ratio EOA/AOA, i.e. the contraction coefficient, may vary

from 0.6 to 1.0 depending on the shape of the valve inflow and the geometry of the valve

orifice [96], [97], [337]. Hence, the EOA is superior to the AOA to accurately quantify the

LV hemodynamic burden associated with the stenosis. Doppler-echocardiography and

CMR are the two sole methods capable of measuring the valve EOA.

114

Our results are consistent with those of Caruthers et al., who reported a very good

correlation between EOA determined by CMR with the use of continuity equation and that

obtained by TTE (r=0.83, SEE=0.22 cm2) [270]. In a study where the stroke volume

entered in the continuity equation was estimated by the Simpson method (i.e. LV end-

diastolic volume minus LV end-systolic volume) instead of stroke volume measured in the

LVOT, Yap et al. obtained an excellent correlation with TTE (r=0.91, SEE=0.17 cm2)

[304]. Hagui et al. also proposed a hybrid method using the stroke volume measured by

CMR and the aortic jet VTI obtained by TTE in the continuity equation [324]. This hybrid

CMR-TTE method had a good agreement with the standard TTE method (bias=-0.01 cm2,

limits of agreement: -0.36 to 0.34). The correlation between CMR- and TTE- derived

EOAs reported in the present study appears to be better than those reported in previous

studies. This may be due, at least in part, to differences in the population samples.

Moreover, in the present study, we tested several locations for the measurement of the

aortic jet VTI and found that highest velocities were obtained at 6 mm downstream to the

valve orifice. These findings suggest that the vena contracta may actually be closer to the

valve orifice compared to what was assumed (10 mm) in the previous studies [270], [304],

[323–325].

In the present study, we also assessed the intra- and inter- observed variability: first, by

repeating the EOA measurements with the use of the same sets of CMR and TTE images,

and second, by repeating both acquisition and analysis of images. In both situations, CMR

was found to have much less measurement variability compared to TTE, which lends

further support to the reliability of this alternative imaging modality to confirm stenosis

severity in the AS population.

115

IV.7. Clinical implications

Estimation of EOA by CMR should be contemplated when Doppler-echocardiographic

measurement of EOA is not feasible or when the findings are discordant: e.g. valve EOA in

the severe range (< 1.0 cm2) but mean transvalvular gradient in the moderate range (<40

mmHg) or vice versa [328], [329]. Recent studies have revealed that these discordances are

frequent [124], [155]. The first situation (small EOA and low gradient) is often found in

presence of low transvalvular flow. The stroke volume and thus the transvalvular flow may

indeed be significantly reduced not only in patients with low LV ejection fraction but also

in those with preserved LVEF. This latter entity was recently described by our group and

was termed: “paradoxical” low flow AS [123], [124]. This entity is characterized by

pronounced LV concentric remodelling, small LV cavity with impaired LV filling and

reduced stroke volume despite preserved LVEF. These patients with paradoxical low flow

AS, who represent approximately 15-20% of AS population, often exhibit discordance

between EOA and gradient and accurate determination of stroke volume and EOA is

crucial in these patients. CMR may be particularly useful in these patients to corroborate

stenosis severity and guide therapeutic management.

IV.8. Limitations

The main limitations of this study are the relatively small number of patients with severe

AS and the absence of a gold standard reference method. Unfortunately there is no such

method available for in vivo measurement of valve EOA. The determination of valve EOA

by catheterization with the use of the Gorlin formula also has important limitations and

cannot be considered as a gold standard reference method [338]. Furthermore, this method

is associated with increased risk of cerebral embolism [107].

116

IV.9. Conclusions

Underestimation of ALVOT by TTE is compensated by overestimation of VTILVOT,

thereby resulting in a good concordance between TTE and CMR for estimation of aortic

valve EOA. CMR provides a non-invasive and reliable alternative to Doppler-

echocardiography for the quantification of AS severity.

IV.10. Competing interests

The authors declare that they have no competing interests

IV.11. Authors' contributions

All authors contributed to the scope and outline of the manuscript. JG wrote the final

draft. All authors read and approved the final manuscript.

IV.12. Acknowledgements

This work was supported by a NSERC grant (343165-07) and by a grant from the

Fondation de l’Institut universitaire de cardiologie et de pneumologie de Québec. Dr.

Pibarot is the director of the Canada Research Chair in Valvular Heart Diseases, Canadian

Institutes of Health Research, Ottawa, Ontario, Canada. J. Garcia is supported by

CONACYT (Mexico City, Mexico, grant 208171) at Laval University. Dr. Larose is a

Clinical research scholar of the Fonds de la recherché en santé du Québec. We thank Isabel

117

Fortin, Haïfa Mahjoub, Jocelyn Beauchemin, Romain Capoulade and Marc Amyot for their

assistance on this study.

118

V. Article II

Cardiovascular Magnetic Resonance Evaluation of Aortic

Stenosis Severity using Single Plane Measurement of Effective

Orifice Area

J. Garcia1, 2, O. R. Marrufo3, A.O. Rodriguez3, E. Larose1, P. Pibarot1, L. Kadem2§

1 Québec Heart & Lung Institute, Laval University, Québec, Canada.

2 Laboratory of Cardiovascular Fluid Dynamics, Concordia University, Montréal, Canada.

3 Department of Electrical Engineering, Universidad Autonoma Metropolitana, Mexico DF,

Mexico.

§Corresponding author

Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 2012; 14:23.

119

V.1. Résumé

Introduction : L’échocardiographie transthoracique (ED) est la méthode standard pour

l’évaluation de la sévérité de la sténose aortique (SA). L’aire valvulaire effective (AVE)

mesurée par l’équation de continuité est un des indices de sévérité les plus fréquemment

utilisées. Cependant, la mesure de l’AVE par ED n’est pas réalisable ou peu fiable dans une

proportion significative de patients. L’imagerie cardiovasculaire par résonance magnétique

(IRM) peut également être utilisée pour évaluer l’AVE en utilisant des mesures de vitesse.

Les objectifs de cette étude sont : 1) valider une nouvelle méthode utilisant la détection de

la couche de cisaillement (DCC) du jet utilisant le terme source acoustique par IRM pour

estimer l’AVE; 2) introduire une méthode simplifiée de la DCC qui ne nécessite pas le

calcul du champ de vorticité.

Méthodes et Résultats : Nous avons effectué une étude in vitro pour déterminer l’AVE par

IRM de 4 sténoses fixes (AVE = 0,48, 1,00, 1,38 et 2,11 cm2) dans les mêmes conditions de

débit constant (4-20 L/min). L’étude in vivo comprenait huit (8) sujets sains et 37 patients

atteints de SA de légère à sévère (0,72 cm2 ≤AVE≤ 1,71 cm2). Tous les sujets ont subi des

examens ED et d’IRM. L’AVE a été déterminée par ED en utilisant l’équation de

continuité (EDCONT). Pour estimer l’AVE par IRM, nous avons utilisé trois méthodes: 1)

équation de continuité (IRMCONT), 2) la détection de la couche de cisaillement (IRMDCC),

qui a été calculé à partir du champ de vitesses sur un seul profil de vitesses par IRM au pic

de la phase systolique; 3) troncature simple du champ de vitesse (IRMTSV), qui est une

version simplifiée de la méthode IRMDCC. Il existe une bonne concordance entre les AVEs

obtenues in vitro par les différentes méthodes d’IRM et l’AVE prédite par la théorie

d’écoulement potentiel. In vivo, il existe une bonne corrélation et concordance entre l’AVE

mesurée par la méthode EDCONT et les méthodes d’IRM: IRMCONT (r = 0,88), IRMDCC (r =

0,93) et IRMTSV (r = 0,93). La variabilité intra-et inter-observateur des mesures d’AVE a

été de 5 ± 5% et 9 ± 5% pour EDCONT , 2 ± 1% et 7 ± 5% pour IRMCONT , 7 ± 5% et 8 ± 7%

pour IRMDCC, 1 ± 2% et 3 ± 2% pour IRMTSV. Lors de la répétition des acquisitions

d’images, la reproductibilité a été de 10 ± 8% et 12 ± 5% pour EDCONT , 9 ± 9% et 8 ± 8%

pour IRMCONT , 6 ± 5% et 7 ± 4% pour IRMDCC et 3 ± 2% et 2 ± 2% pour IRMTSV.

120

Conclusion : Il existe un excellent accord entre les AVEs estimées par la méthode IRMDCC

ou la méthode IRMTSV et: 1) l’AVE théorique, et 2) l’AVE EDCONT in vivo. La méthode

IRMTSV a été supérieure à l’ED et aux autres méthodes d’IRM en termes de variabilité de la

mesure. Les nouvelles méthodes d’IRM proposées dans cette étude peuvent être utiles pour

corroborer la sévérité de la sténose aortique chez les patients où l’examen

d’échocardiographie Doppler est non concluant.

121

V.2. Abstract

Background: Transthoracic echocardiography (TTE) is the standard method for the

evaluation of the severity of aortic stenosis (AS). Valve effective orifice area (EOA)

measured by the continuity equation is one of the most frequently used stenotic indices.

However, TTE measurement of aortic valve EOA is not feasible or not reliable in a

significant proportion of patients. Cardiovascular magnetic resonance (CMR) has emerged

as a non-invasive alternative to evaluate EOA using velocity measurements. The objectives

of this study were: 1) to validate a new CMR method using jet shear layer detection (JSLD)

based on acoustical source term (AST) concept to estimate the valve EOA; 2) to introduce a

simplified JSLD method not requiring vorticity field derivation.

Methods and results: We performed an in vitro study where EOA was measured by CMR

in 4 fixed stenoses (EOA = 0.48, 1.00, 1.38 and 2.11 cm2) under the same steady flow

conditions (4-20 L/min). The in vivo study included eight (8) healthy subjects and 37

patients with mild to severe AS (0.72 cm2 ≤ EOA ≤ 1.71 cm2). All subjects underwent TTE

and CMR examinations. EOA was determinated by TTE with the use of continuity

equation method (TTECONT). For CMR estimation of EOA, we used 3 methods: 1)

Continuity equation (CMRCONT); 2) Shear layer detection (CMRJSLD), which was computed

from the velocity field of a single CMR velocity profile at the peak systolic phase; 3)

Single plane velocity truncation (CMRSPVT), which is a simplified version of CMRJSLD

method. There was a good agreement between the EOAs obtained in vitro by the different

CMR methods and the EOA predicted from the potential flow theory. In the in vivo study,

there was good correlation and concordance between the EOA measured by the TTECONT

method versus those measured by each of the CMR methods: CMRCONT (r = 0.88),

CMRJSLD (r = 0.93) and CMRSPVT (r = 0.93). The intra- and inter- observer variability of

EOA measurements was 5 ± 5% and 9 ± 5% for TTECONT , 2 ± 1% and 7 ± 5% for

CMRCONT , 7 ± 5% and 8 ± 7% for CMRJSLD, 1 ± 2% and 3 ± 2% for CMRSPVT . When

repeating image acquisition, reproducibility of measurements was 10 ± 8% and 12 ± 5% for

122

TTECONT , 9 ± 9% and 8 ± 8% for CMRCONT , 6 ± 5% and 7 ± 4% for CMRJSLD and 3 ± 2%

and 2 ± 2% for CMRSPVT .

Conclusion: There was an excellent agreement between the EOA estimated by the

CMRJSLD or CMRSPVT methods and: 1) the theoretical EOA in vitro, and 2) the TTECONT

EOA in vivo. The CMRSPVT method was superior to the TTE and other CMR methods in

terms of measurement variability. The novel CMR-based methods proposed in this study

may be helpful to corroborate stenosis severity in patients for whom Doppler-

echocardiography exam is inconclusive.

123

V.3. Background

Transthoracic echocardiography (TTE) is the standard method for the evaluation of the

severity of aortic stenosis (AS) [93]. One of the parameters that is most frequently used to

assess AS severity is the aortic valve effective orifice area (EOA) determined by the

continuity equation method. However, TTE measurements of EOA may not be feasible or

reliable in a significant proportion of patients due to patients’ characteristics, technical

limitations or users’ experience [35], [93], [330], [123]. When the Doppler-

echocardiographic measurements are not feasible or are discordant, it is important to

confirm the stenosis severity with other, ideally non-invasive, diagnostic modalities.

Cardiovascular magnetic resonance (CMR) is a non-invasive, non-ionizing technique,

with excellent temporal and spatial resolutions and superior measurement reproducibility.

CMR may be used to measure the geometric (i.e. anatomic) orifice area (GOA) of the

stenotic valve by planimetry [293], [296], [339]. However, the GOA is inferior to EOA to

predict hemodynamic and clinical outcomes and its estimation may be difficult in heavily

calcified valves [97], [292]. CMR may be used to measure the EOA via the continuity

equation. Several studies have shown that EOA obtained using CMR correlates well with

the EOA obtained by TTE [270], [304], [324], [340]. However, in a recent study performed

by our group [340], we found that the resulting concordance between TTE and CMR for

the EOA computed using the continuity equation is, in large part, due to the fact that the

underestimation of ALVOT by TTE is compensated by an overestimation of VTILVOT . We

also discussed the potential variability in EOA values obtained using the continuity

equation both by TTE and CMR as a result of the multitude of parameters to be measured.

There is thus an important need for the development and validation of new simpler, more

reproducible but still highly accurate CMR methods to estimate the EOA in AS patients. In

a previous in vitro study, using particle image velocimetry measurements, we have shown

that EOA can be directly determined using velocity measurements downstream of the

stenosis and the application of acoustical source term concept (AST) [320]. Briefly, the

fundamental idea behind this concept is that the flow jet created by the stenotic valve

124

generates acoustic noise and the major sources of this sound generation can be determined

by computing the acoustical source term. The acoustical source term is a function of the

local velocity and the vorticity (a measure of the rate of rotation of fluid elements). Applied

to AS, this means that the shear layer surrounding the orifice jet is a major source of

acoustic noise. As a consequence, the limits of the jet-like zone downstream of the orifice,

and therefore the EOA, can be determined using the AST maps without requiring the

knowledge of the flow rate magnitude. In our previous in vitro study, we used particle

image velocimetry, an optical technique that cannot be applied to the human body.

Interestingly, it has been demonstrated that particle image velocimetry and phase-contrast

velocity measure the same velocity map [238], [341–344]. We can then hypothesize that

the EOA of an AS could be determined using AST maps computed from CMR velocity

measurements.

The objectives of this study are: 1) to extend the previous method for the determination

of the EOA based on acoustical source term to velocity measurements obtained by CMR

(here called Jet Shear Layer Detection method (JSLD)); 2) to introduce a simplified JSLD

method not requiring vorticity field derivation. Both of the previously mentioned

approaches require only a single velocity measurement (downstream of the AS) to

determine the EOA. These new methods were evaluated both in vitro and in vivo. In the in

vitro study, the EOAs determined by these new CMR methods were compared to the

theoretical EOA predicted using the potential flow theory, whereas, in the in vivo study,

they were compared to those obtained by standard TTE and CMR methods based on

continuity equation.

125

V.4. Methods

V.4.1 In vitro study

The in vitro setup consisted of controllable pump generating steady flow (4 to 20

L/min), a compatible module with CMR magnet and a fluid reservoir. Four fixed circular

stenoses (sharp-edge orifices with EOA= 0.48, 1.00, 1.38 and 2.11 cm2, with small aspect-

ratios) were tested under the same steady flow conditions. Testing sharp-edge orifices, as

models of fixed aortic stenosis, is a realistic approach since two (calcified thickened valve

and thin fused valve) among the four more common morphological shapes of aortic

stenoses can be represented by sharp-edge orifices [345]. Flow rate was measured with a

Transonic flow probe 16A415 (accuracy: ±4%, on full scale) connected to a T206

Transonic flowmeter (Transonic, Ithaca, NY, USA) and was calibrated using a standard

flow measuring method. A 65% saline and 35% glycerine (in volume) solution at room

temperature was used to mimic viscous proprieties of blood at 37°C [346]. The use of such

Newtonian fluid is justified in the context of aortic valve and ascending aorta [347–349]. A

similar approach was used by others [350–352].

Each orifice was placed at the center of a clinical 3 Tesla magnetic resonance scanner

with a dedicated phase-array receiver coil (Achieva, Philips Medical Systems, Best, The

Netherlands). An ECG patient simulator (model 214B, DNI Nevada Inc, USA) was used to

synchronize scanner gating. A standard examination was performed by initial acquisition of

images in long-axis and short-axis planes for planning. Phase-contrast retrospective

examination was performed in short-axis planes 12 mm upstream and 10 mm downstream

of to the orifice plane. Imaging parameters consisted of: TR/TE of 17.99/3.97ms, flip angle

15°, 50 phases, pixel spacing 1.25 mm, slice thickness 10 mm, acquisition matrix of

256×256 and encoding velocity (2 × maximal velocity).

A custom-made research application was developed using Matlab software (Mathworks,

Natick, Ma, USA) to process and analyze in vitro and in vivo images [353].

126

V.4.2 In vivo study

V.4.2.1 Patient Population

Eight (8) healthy subjects and 37 patients with mild to severe AS (0.72

cm2≤EOA≤1.71cm2) were included in this study. Exclusion criteria were: age<21 years, LV

ejection fraction<50%, atrial fibrillation, mild mitral or aortic regurgitation, poor TTE

imaging quality and standard contra-indications to magnetic resonance imaging. All

patients provided written informed consent under the supervision of the institutional review

board. AS severity classification followed American College of Cardiology/American

Heart Association (ACC/AHA) guidelines [93] : mild (1.5 cm2<EOA≤2.0 cm2), moderate

(1.0 cm2<EOA≤1.5 cm2) and severe (EOA≤1.0 cm2).

V.4.2.2 Effective Orifice Area Determination using Transthoracic Echocardiography

Transthoracic Doppler echocardiography (TTE) examinations were performed and

analyzed by two experienced echocardiographers. TTE measurements were performed

according to the American Society of Echocardiography guidelines [35] and included:

LVOT diameter, LVOT flow velocity by pulsed-wave Doppler, transvalvular aortic jet

velocity by continuous-wave Doppler and valve EOA using continuity equation [93]:

TTECONT EOA =SVLVOT /VTIAo=(VTILVOT × ALVOT)/VTIAo (1)

Where SVLVOT is the stroke volume measured in the LVOT, ALVOT is the cross-sectional

area of the LVOT calculated assuming a circular shape; and VTILVOT and VTIAo are the

velocity-time integrals of the LVOT and transvalvular flow, respectively.

127

V.4.2.3 Cardiovascular Magnetic Resonance

CMR studies were performed 2 to 4 weeks after TTE with patients in comparable

hemodynamic state (Heart rate at TTE=66±11 bpm vs. CMR=67±12 bpm, p=NS). Imaging

was performed with a clinical 1.5 Tesla Philips Achieva scanner operating release 2.6 level

3 and dedicated phased-array cardiac coil during successive end-expiratory breath-holds

(Philips Healthcare, Best, The Netherlands). Imaging of cardiac function was performed by

SSFP technique at 30 phases per cardiac cycle, with vectorcardiographic gating in 8-14

parallel short-axis, 2-chamber, 4-chamber, and 2 orthogonal LVOT planes (8 mm

thickness, 0 mm gap). Typical parameters included TR/TE of 3.4/1.2 ms, flip angle 40°,

NEX of 1, yielding in-plane spatial resolution of 1.6×2mm. In addition, through-plane

phase-contrast imaging was performed in the LVOT at 12 mm upstream from the aortic

valve annulus (reference: 0 mm) and in the ascending aorta at +10 mm downstream of the

annulus (Figure V-1A). CMR imaging parameters consisted of: TR/TE of 4.60-4.92/2.76-

3.05 ms, flip angle 15°, 24 phases, pixel spacing 1.32–2.07 mm, slice thickness 10 mm and

acquisition matrix of 256×208. For each patient, peak aortic jet velocity measured by TTE

was used to define CMR encoding velocity (CMR encoding velocity = (1.25 to 1.5) × peak

jet velocity).

Figure V-1. Image planes used for CMR measurements. The flow velocity map was acquired at two image

planes: -12 mm upstream from aortic valve plane (used as the 0 mm reference) and +10 mm downstream of

the aortic valve plane (Panel A). The cross -sectional area of the LVOT is measured at the -12 mm position.

Panel B shows the instantaneous peak velocity (Vpeak) measurements in the cross-sectional aortic area at +10

mm. Panel C shows the instantaneous (Q) flow measurement at LVOT.

128

V.4.3 EOA determination using CMR

V.4.3.1 Effective orifice area using continuity equation

For each patient, peak aortic jet velocity measured by TTE was used to define CMR

encoding velocity (CMR encoding velocity = (1.25 to 1.5) × peak jet velocity). CMR

images acquisitions and analyses were performed by investigators blinded to clinical and

TTE results. The CMR-derived EOA (CMRCONT) was calculated using continuity equation

[270], [292], [304]:

CMRCONT EOA = SVCMR / VTIAo (2)

Where SVCMR is the stroke volume derived from CMR velocities measured 12 mm

upstream from the aortic valve (Simpson’s rule was used to integrate flow during systole,

Figure V-1B) and VTIAo (Figure V-1C) is the velocity-time integral of the peak aortic flow

velocity measured 10 mm downstream of the aortic valve during systole.

V.4.3.2 Effective orifice area by Layer Detection

This new method is based on the acoustical source term (AST) computed from the

velocity field [320], [321]. Briefly, flow disturbance and separation downstream of an

aortic stenosis produce high vorticity field which is responsible for sound generation [349].

This concept of sound generated by flow is mainly based on the vortex sound theory

developed first by Lighthill [354] and then by Powell [355] and Howe [356]. In this theory,

the term [ ω ], where is the nabla operator, is the vorticity field, and V is the

velocity field, is called the acoustical source term (AST) and is responsible for the sound

generated by unsteady fluid motion. This method provides an accurate and simple way of

separating the jet-like zone from the recirculation zone right downstream of the stenotic

129

valve and defines then the area of the vena contracta, i.e. the EOA [320] (Figure V-2). This

is due to the amplification of the vorticity by the magnitude of the local velocity. Only a

single velocity profile at the peak systolic phase in the ascending aorta at 10 mm from

aortic valve plane is necessary to determine the EOA with this method. This velocity

profile was normalized with respect to peak velocity and then used to compute vorticity and

AST shear layers profiles (Figure V-2B and C). The CMRJSLD EOA was measured by a

semi-automated algorithm that detects the peaks of normalized AST profiles corresponding

to maximal noise production due to vorticity [14] (Figure V-2D and Figure V-3A). An

animation showing step-by-step how AST is determined from CMR velocity maps is

included as supplemental material.

Figure V-2. Effective orifice area computed using jet shear layer detection method (JSLD). Effective orifice

area computed using jet shear layer detection method (JSLD). Panel (A) shows flow streamlines through an

orifice (geometric orifice area [GOA] = 1.66 cm2 and effective orifice area [EOA] = 1.00cm

2). Dashed line

represents a plane crossing the vena contracta (≈ 10 mm from the orifice). Panel (B) shows normalized

velocity map at the vena contracta. Panel (C) shows AST shear layers computed from (B), JSLD identifies the

inflexion points from the velocity profile corresponding to noise production, shear layers from vorticity and

separation regions at the vena contracta position lead to EOA estimation (blue circle with transparency). Panel

(D) shows the correspondence between normalized velocity profiles and normalized AST profiles, gray lines

indicate the corresponding voxel on EOA identified shear layer.

130

V.4.3.3 Effective orifice area using single plane velocity truncation (SPVT)

measurement method

The same normalized velocity profile at peak systole used for CMRJSLD EOA

computation is used for CMRSPVT EOA determination. However, instead of systematically

computing vorticity and AST shear layer profiles (potentially resulting in truncation errors),

the velocity profile is simply truncated at a threshold value of 0.65 and the area of the top

surface obtained is considered to be the EOA. This threshold was obtained by a systematic

analysis of AST shear layer profiles from the in vitro results (Figure V-4). The same value

was used in vivo for all patients (Figure V-3B). A standalone application for computing the

proposed EOA CMR methods can be found on our website

(http://users.encs.concordia.ca/~kadem/Research.html).

Figure V-3. Jet shear layer detection (JSLD) and single plane velocity truncation (SPVT) methods for the

determination of EOA by CMR. The velocity map is isolated along cardiac cycle by a semi-automatic

detection of vessel borders. Once the velocity map at peak systole is isolated, both CMRJSLD and CMRSPVT

methods can be applied. Panel A describes the CMRJSLD method: i) the isolated velocity map is used to

compute normalized vorticity map and acoustical source term map, which is an amplification of vorticity map

by local velocity magnitude; ii) a semi-automated algorithm that detects the peaks of AST shear layers

corresponding to maximal noise production due to vorticity; iii) pixels inside the computed contour area are

counted to estimate valve EOA. Panel B describes CMRSPVT method: i) the isolated velocity map is

normalized with respect to its maximal velocity; ii) a thres hold of 0.65 is used to truncate the normalized

velocity profile; iii) pixels inside the threshold area are counted to estimate valve EOA. These algorithms

could be also applied throughout systole.

131

V.5. Measurement variability

To evaluate intra- and inter- observer variability related to image analysis by CMR and

TTE, the measurements of EOA, using all methods, were repeated in a subset of 15 studies

(11 AS patients and 4 control subjects) by two blinded observers with the use of the same

set of TTE and CMR images. To further evaluate the intra- and inter- observer- variability

related to image acquisition and analysis by TTE and CMR, 5 AS patients were imaged

twice within 4 weeks (including image acquisition and analysis).

Figure V-4. Example of EOA determination using CMRJSLD and CMRSPVT methods in the in vitro study.

Panel A shows the isolated velocity map of a rigid plate orifice with GOA=1.65 cm2 and a theoretical EOA =

1.00 cm2. Panel B shows the EOA estimation using CMRJSLD method and panel C shows the EOA estimation

using CMRSPVT method. B and C images are normalized from their maximal magnitude.

V.6. Statistical analyses

Results are expressed as mean ± SD. Paired 2-tailed Student’s t-test was used to

compare EOA measures. Correlations and agreement between CMR and TTE EOA

measurements were assessed with the use of Pearson’s correlation and Bland-Altman

methods, respectively. Statistics were performed with SPSS 17 (SPSS, Chicago, IL).

132

V.7. Results

V.7.1 In vitro study

Figure V-5 shows the results of EOA as a function of flow for the different orifices tested.

EOA determined by CMRCONT , CMRJSLD and CMRSPVT methods were compared to the

theoretical EOA predicted by the potential flow theory for sharp-edge orifices: EOA = 0.61

GOA, where GOA is the geometric orifice area and the 0.61 is the contraction coefficient

in the situation of sharp-edge orifices. Absolute and mean relative errors are reported in

Table V-1.

Figure V-5. Effective orifice areas obtained by the different CMR methods (continuity equation, JSLD, and

SPVT) in the in vitro study under steady flow conditions. Panels A, B, C, and D show the results obtained

with an orifice of EOA of 0.48, 1.00, 1.38 and 2.11 cm2, respectively. The dashed line represents the EOA

predicted by the potential flow theory (EOA = 0.61 GOA); where GOA is the geometrical orifice area

133

V.7.2 In vivo study

Thirty-seven patients with mild to severe AS (71% men, age 61±18 years) and eight

healthy subjects (63% men, age 34±8 years) underwent TTE and CMR studies. Valve

morphology was bicuspid in twelve of the 37 (32%) AS patients and was indeterminate in 3

patients (8%) using TTE evaluation. Patient characteristics are given in Table V-2.

Table V-1. Absolute and mean relative error for the determination of the EOA in the in vitro study.

Effective Orifice area (cm2)

Method Absolute error

(cm2) Mean relative error

(%)

0.48

CMRCONT 0.10±0.02 23±5

CMRJSLD 0.02±0.01 4±3

CMRSPVT 0.02±0.004 5±1

1.00

CMRCONT 0.03±0.01 3±1

CMRJSLD 0.04±0.04 4±4

CMRSPVT 0.05±0.02 5±2

1.38

CMRCONT 0.09±0.02 6±2

CMRJSLD 0.04±0.03 3±2

CMRSPVT 0.04±0.02 3±1

2.11

CMRCONT 0.06±0.03 3±2

CMRJSLD 0.03±0.03 1±1

CMRSPVT 0.08±0.07 4±3

All orifices

CMRCONT 0.07±0.04 9±9

CMRJSLD 0.03±0.03 3±3

CMRSPVT 0.05±0.04 4±2

Legend: The reference value is the EOA predicted using potential flow theory (EOA = Cc GOA), where

GOA is the geometrical orifice area and Cc is the contraction coefficient that is = 0.61 (i.e. value for Cc for

harp-edge orifices with small aspect ratio). CMRCONT: EOA determined using continuity equation; CMRJSLD:

EOA determined using shear layer detection (JSLD) based on acoustical source term concept; CMRSPVT:

EOA determined using single plane velocity truncation (SPVT) method.

134

Table V-2. Patient Characteristics.

Age (years) 61 ± 18

Male gender n (%) 32 (71)

Heart rate (bpm) 66 ± 11

Weight (kg) 76 ± 14

Height (cm) 169 ± 10

Body surface area (m2) 1.88 ± 0.21

Body mass index (kg/m2) 26 ± 4

Valve morphology

Tricuspid n (%) 30 (67)

Bicuspid n (%) 12 (27)

Indeterminate n (%) 3 (6) The table shows the mean±SD or number of patients and percentage.

Overall, there was a good correlation and concordance between the EOAs obtained by

TTECONT and those obtained by the 3 CMR methods. The average EOA was 1.46±0.64 cm2

for TTECONT , 1.69±0.73 cm2 for CMRCONT , 1.57±0.90 cm2 for CMRJSLD and 1.58±0.94 cm2

for CMRSPVT . When compared to the EOA measured by TTECONT , the results of correlation

and agreement were r=0.88, bias = +0.23 cm2 and agreement limits: -0.39 and +0.84 cm2

for CMRCONT (Figure 6A and B); r=0.93, bias = +0.12 cm2 and agreement limits: -0.62 and

+0.86 cm2 for CMRJSLD (Figure 6C and D); r=0.93, bias = +0.10 cm2 and agreement limits:

-0.57 and +0.77 cm2 for CMRSPVT (Figure 6E and F). There was also a good agreement

between CMRSPVT and CMRCONT (r=0.88, bias = -0.13 cm2 and agreement limits: -0.90 and

+0.65 cm2; Figure 6G and H).

In terms of clinical implications, seventeen (37%) patients had a change in AS severity

class when using the EOA determined by CMRCONT instead of TTECONT : three (6%)

patients were re-classified in a more severe class and 14 (31%) in a less severe class. When

using EOA determined by CMRJSLD: nineteen (42%) patients had a change in AS severity:

six (13%) patients were re-classified in a more severe class and 13 (29%) in a less severe

class. When using the EOA determined by CMRSPVT: twenty-one (46%) patients had a

change in AS severity: eight (18%) patients were re-classified in a more severe class and 13

135

(29%) in a less severe class. Importantly, the severity was changed from severe to moderate

in 2 patients with CMRCONT and in 3 patients with CMRJSLD or CMRSPVT .

V.7.3 Measurement variability

The intra- and inter- observer variability of EOA measurements was 5±5% and 9±5%

for TTECONT , 2±1% and 7±5% for CMRCONT , 7±5% and 8±7% for CMRJSLD, 1±2% and

3±2% for CMRSPVT . When repeating image acquisition, reproducibility of measurements

was 10±8% and 12±5% for TTECONT , 9±9% and 8±8% for CMRCONT , 6±5% and 7±4% for

CMRJSLD and 3±2% and 2±2% for CMRSPVT , for observer one and two respectively.

V.8. Discussion

Contemporary clinical evaluation of the AS severity is mainly based on the TTE

measurements of valve EOA, which corresponds to the minimal cross-sectional area of the

transvalvular flow jet downstream of the aortic valve. However, TTE measurements are

sometimes not feasible or might lead to discordant results. In particular, the situation where

the EOA measured by TTE is in the severe range (e.g. 0.8 cm2) but the gradient (or other

stenotic indices) is in the moderate range (i.e. 30 mmHg) poses a challenge for the treating

physician, especially if the patient is symptomatic. This discordance may be due to

measurement errors, small body size, or low flow state conditions [328], [357]. Low flow

state conditions may occur in the setting of a low LV ejection fraction (LVEF) but also in

the context of preserved LVEF. This later condition, named paradoxical low flow AS [124]

occurs in patients with pronounced concentric LV remodelling, small LV cavities and

impaired LV filling and is characterized by reduced pump function and thus reduced stroke

volume and transvalvular flow rate despite preserved LVEF. In patients with low flow

states, the transvalvular gradient, which is highly flow-dependent, may be pseudo-

normalized and may thus underestimates the severity of AS.

136

Figure V-6. Correlation and agreement between the EOAs obtained in vivo by the differen t CMR and TTE

methods. Panels A, C, E, and G show the Pearson correlation plots of CMRCONT vs. TTECONT, CMRJSLD vs.

TTECONT, CMRSPVT vs. TTECONT, and CMRSPVT vs. CMRCONT, respectively. The dashed line is the regression

line and the solid line is the identity line. Panels B, D, F, and H show the Bland-Altman plots of CMRCONT vs.

TTECONT, CMRJSLD vs. TTECONT, CMRSPVT vs. TTECONT, and CMRSPVT vs. CMRCONT. The solid line is the

mean bias and dashed lines are ± 1.96 standard-deviations lines. Non filled circles are healthy subjects.

137

In these situations where the TTE measurements are not feasible or discordant, it is

necessary to use another imaging modality to determine the actual AS severity and to

confirm or infirm the results of TTE. This information is crucial for therapeutic decision

making.

In the present study, we proposed a new method based on direct determination of the

valve EOA from a single velocity measurement downstream of the stenosis using AST jet

shear layer detection. The results of this study reveal an excellent agreement between the

EOA estimated by this new method and the EOA predicted in vitro by the potential flow

theory or measured in vivo by TTE with the continuity equation method. We also proposed

a simplified version of the JSLD method, which does not require the computation of the

vorticity term (included in the definition of the AST).

The main advantage of these methods is that they are simple and require only one image

plane and one measurement to calculate the EOA. This minimal requirement for the

determination of the EOA contributes to the reduction of the errors and may, at least in

part, explain why they have better inter- and intra- observer variability compared to the

other TTE or CMR methods. It is also important to note that Yap et al. [12] have previously

introduced a method requiring a single measurement plane by measuring the stroke volume

at the level of the aorta, instead of the LVOT. The main originality and interest of the new

methods we are proposing in our paper is that the determination of the EOA only requires a

single plane velocity measurement and moreover it does not require measurement of stroke

volume.

The new simple and reliable methods described in the present study may thus help to

confirm stenosis severity and guide therapeutic management. In this regard, Figure V-7

shows the case of a symptomatic patient who had a discordance between EOA (0.95 cm2)

and mean gradient (32 mmHg) at TTE, thus raising uncertainty about the actual severity of

the stenosis. CMRSPVT confirmed that the EOA is in the severe range (1.00 cm2) and the

patient was referred to surgery, which revealed a heavily thickened and calcified valve.

138

Figure V-7. Example of a patient with discordant echocardiography findings in whom stenosis severity was

corroborated by the measurement of EOA with the use of CMRSPVT. EOA: effective orifice area; SV: stroke

volume; TPG: transprosthetic gradient.

Sondergaard et al. [296], [307] have introduced a similar approach as the one proposed

in the present study to determine the GOA (not the EOA) of a stenotic valve using the

velocity map. This was achieved by performing the measurements at the level of the aortic

valve and by using a threshold of 0.5×maximal velocity. Their method was validated in

vitro and they found a very good concordance with the actual geometric area of the rigid

circular orifices used in their study. In the present study, the purpose of the new proposed

methods is to estimate the EOA. Hence, an optimal location of the CMR single plane

measurement is of primary importance in order to minimize volume averaging errors. For

all the cases investigated in this study, the measurements were performed 10 mm

downstream of the aortic valve annulus. This choice was motivated by the results obtained

through numerical simulations showing that for a rigid circular orifice of effective orifice

area of 1.00 cm2 (cut-off value of EOA for severe AS), performing the measurements with

a slice thickness of 10 mm (averaging the velocity profiles within the slice thickness) at 10

mm downstream of the valve annulus does not yield to significant differences compared to

measurements performed exactly at the location of the vena contracta position (Figure V-8

and 9). This distance is in agreement with other in vitro tests performed under pulsatile

flow conditions [358]. It is important however to note that inadequate positing of the slice,

139

typically farther from the aortic valve plane, will lead to an overestimation of the EOA by

all CMR methods: EOA based on the continuity equation, JSLD method and SPVT

method. The resulting overestimation, compared to the TTE derived EOA, is proportional

to the ratio of aortic cross-sectional area/EOA, or to valve energy loss coefficient.

V.9. Study limitations

The main limitations of this study are: i) small number of patients with severe AS; ii)

absence of gold-standard reference method for EOA measurement in vivo. The

determination of valve EOA can be performed by catheterization using the Gorlin formula.

However, this method is invasive and not without risk for the patients [107]. Furthermore,

it has important limitations and thus cannot be considered as a gold standard reference

method [338].

Figure V-8. Vena contracta position estimated from numerical simulations. Three-dimensional numerical

simulations of a steady flow (20 l/min) through an orifice plate with an EOA=1.00 cm2 were performed using

a computational fluid dynamics package (Fluent, ANSYS, Canonsburg, PA, USA) package. More than 106

elements were used. Turbulent flow was modelled using a standard k-ω model. The figure shows the

maximum velocity along the centre of orifice from -10 cm to +10cm. Zoomed region shows the region of

vena contracta downstream of the sharp-edge orifice.

140

Figure V-9. Vena contracta region during systole on a severe aortic stenosis (EOA=0.88 cm

2). Vena contracta

region (in red) remained almost constant closer to the aortic valve. Vena contracta region was defin ed using

JSLD method.

Another limitation of this study is the potential effect of aliasing on the EOA determined

by all the methods. Aliasing may affect flow measurements and EOA proposed methods

leading to a systematic overestimation of EOA. Interestingly, EOA obtained using JSLD

method will not be affected by aliasing as long as the velocity profile is not truncated below

its inflexion points. This represents an extreme case in clinical practice. Finally, it should

be mentioned that some unwrapping algorithms [359–362] allow the correction of aliasing

and it is generally avoided in clinical practice.

V.10. Conclusion

There was an excellent agreement between the EOA estimated by the CMRSPVT method

and: 1) the theoretical EOA in vitro, and 2) the TTECONT EOA in vivo. Furthermore, the

CMRSPVT method was superior to the other TTE or CMR methods in terms of measurement

variability. This new simple and non-invasive method may be helpful to corroborate

stenosis severity in patients for whom Doppler-echocardiography exam is inconclusive.

141

V.11. Competing interests

The authors declare that they have no competing interests.

V.12. Authors' contributions

All authors contributed to the scope and outline of the manuscript. JG wrote the final

draft. All authors read and approved the final manuscript.

V.13. Acknowledgements

This work was supported by grants from the Canadian Institutes of Health Research,

Ottawa, Ontario, Canada (MOP #79342), the Natural Sciences and Engineering Research

Council of Canada, Ottawa (#343165-07), and the Fondation de l’Institut Universitaire de

Cardiologie et de Pneumologie de Québec. Dr. Pibarot is the director of the Canada

Research Chair in Valvular Heart Diseases, Canadian Institutes of Health Research,. J.

Garcia and O.R. Marrufo are supported by CONACYT (Mexico City, Mexico) with PhD

grants. Dr. Larose is a Clinical research scholar of the Fonds de la recherché en santé du

Québec. We thank Isabel Fortin, Haïfa Mahjoub, Jocelyn Beauchemin, Romain Capoulade,

Marie-Annick Clavel and Marc Amyot for their assistance on this study.

142

VI. Article III

Usefulness of Cardiovascular Magnetic Resonance Imaging for

the Evaluation of Valve Opening and Closing Kinetics in Aortic

Stenosis

Julio Garcia1, 2, Philippe Pibarot1, Romain Capoulade1, Lyes Kadem2, Éric Larose1§

1 Québec Heart and Lung Institute, Laval University, Québec, Canada.

2 Laboratory of Cardiovascular Fluid Dynamics, Concordia University, Montréal, Canada.

§Corresponding author

Soumis : European Heart Journal – Cardiovascular Imaging.

143

VI.1. Résumé

Objectives : Les objectifs de cette étude sont : 1) déterminer la faisabilité et reproductibilité

de la mesure des paramètres de cinétique valvulaire utilisant l’imagerie cardiovasculaire par

résonance magnétique (IRM) et 2) Évaluer l’association entre ces paramètres et les

marqueurs de risque de la sténose aortique (SA).

Introduction : L’analyse de la cinétique d’ouverture et de fermeture de la valve aortique

sténosée peut donner des informations additionnelles importantes sur le prognostic des

patients par rapport aux indices conventionnels de sévérité de SA.

Méthodes : Huit (8) sujets sains et 60 patients atteints de SA de légère à sévère ont (0.60

cm2 ≤ AVE ≤ 1.79 cm2) subi des examens ED, IRM. Pour caractériser la cinétique

d’ouverture et de fermeture de la valve nous avons calculé la pente d’ouverture de la valve

(PO) et la pente fermeture de la valve (PF) à partir de l’aire valvulaire effective (AVE)

instantanée obtenue par IRM.

Résultats : La variabilité intra- et inter- observateur a été de 4.8 ± 3.9% et 5.0 ± 4.1% pour

PO, 3.8 ± 2.9% et 4.0 ± 3.1% pour PF. PO corrélait significativement avec le niveau de NT

Pro-BNP (r=-0.35, p=0.006) tandis que l’AVE et le gradient ne corrélaient pas. La PO était

le seul paramètre avec une bonne corrélation (r=-.057, p<0.001) avec un marqueur de

risque multi-paramétrique validé récemment.

Conclusion : Cette étude a montré que les paramètres de cinétique valvulaire peuvent être

calculés par IRM avec une excellente faisabilité et reproductibilité chez les patients avec

SA. La PO semble être un indice comparable aux marqueurs de risque chez les patients

avec SA.

144

VI.2. Abstract

Objectives: The aims of this study were : 1) to determine the feasibility and reproducibility

of measurement of valve kinetic parameters by cardiovascular magnetic resonance (CMR)

and 2) to examine the association between these parameters and markers of poor prognosis

in AS.

Background: In patients with aortic stenosis (AS) the analysis of valve opening and

closing kinetics could provide incremental prognostic information beyond the conventional

indices of stenosis severity. However, the analysis of valve kinetics by TTE is cumbersome

and may be prone to measurement errors.

Methods: Eight (8) healthy control subjects and 60 patients with AS (0.60 cm2 ≤ EOA ≤

1.79 cm2) underwent TTE and CMR. The valve opening slope (OS), closing slope (CS)

were calculated from instantaneous EOA curve obtained by CMR.

Results: Intra- and inter- observer variability were 4.8±3.9% and 5.0±4.1%, respectively

for OS, 3.8±2.9% and 4.0±3.1% for CS. OS was significantly related to plasma level of NT

Pro-BNP (r=-0.35, p=0.006), whereas EOA or gradient were not. OS was the one providing

the best correlation (r=-0.57, p<0.001) with a previously validated multi-parametric risk

score.

Conclusion: This study demonstrates the excellent feasibility and reproducibility of CMR

for the measurement of valve kinetic parameters in patients with AS. The OS appears to

compare favorably with conventional indices of stenosis severity to predict risk of poor

prognosis.

145

VI.3. Background

Valve effective orifice area (EOA) is one of the most frequently used parameters to

quantify aortic stenosis (AS) severity and current ACC/AHA and ESC guidelines propose

an EOA <1.0 cm² as the criteria to be utilized for the definition of severe stenosis [93],

[198]. Transthoracic Doppler-echocardiography (TTE) is the method generally utilised in

clinical practice to measure the valve EOA and grade AS severity. Cardiovascular magnetic

resonance (CMR) has emerged as a non-invasive, radiation-free accurate alternative

method to measure EOA and corroborate AS severity [270], [304], [324], [340].

Some previous TTE studies have suggested that the analysis of valve opening and

closing kinetics, i.e. of the temporal changes in EOA during systole, could provide

incremental prognostic information beyond what is obtained for the standard EOA, i.e. the

EOA averaged over the whole systole [117–120], [363]. The analysis of valve

opening/closing kinetics by TTE is cumbersome, time-consuming, and prone to

measurement errors.

The objectives of this study were: 1- to determine the feasibility and reproducibility of

the measurement of the valve leaflet opening/closing kinetics parameters by CMR; 2- to

identify the determinants of these parameters; and 3- to examine the association between

these parameters and two powerful predictors of prognosis in AS patients: i) the plasma

level of Brain Natriuretic Peptide, and ii) a multi-parametric risk score.

VI.4. Methods

VI.4.1 Study Population

Eight (8) healthy control subjects and 60 patients with mild to severe AS (0.60 cm2 ≤ EOA

≤ 1.79 cm2) were included in this study. Exclusion criteria were: age < 21 years old, LV

ejection fraction < 50%, moderate or severe mitral or aortic regurgitation, poor TTE

146

imaging quality and standard contra-indications to magnetic resonance imaging. All

patients provided written informed consent.

VI.4.2 Clinical and laboratory data

Clinical data included age, sex, weight, height, body surface area, body mass index, waist

circumference, history of diabetes and hypertension. Fasting blood samples were drawn to

obtain NT-proBNP, glycemia, insulinemia, creatinin, and complete lipid profile using

automated techniques standardized with the Canadian reference laboratory. These

measurements were used to estimate the presence of metabolic syndrome based on the

modified criteria proposed by the National Cholesterol Education Program, Adult

Treatment Panel III (NCEP-ATPIII) [364].

VI.4.3 Transthoracic Echocardiography

TTE studies were performed and analyzed by two experienced echocardiographers. TTE

measurements were performed according to the American Society of Echocardiography

guidelines [35] and included: 1) Valve hemodynamics: transvalvular pressure gradients

were determined by Bernoulli formula and valve EOA was calculated by continuity

equation:

EOATTE = SVLVOT / VTIAo = (VTILVOT × ALVOT)/VTIAo,

where SVLVOT is the stroke volume measured in the LV outflow tract (LVOT), ALVOT is the

cross-sectional area of the LVOT and VTILVOT and VTIAo are the velocity-time integrals of

the LVOT and transvalvular flow, respectively. AS severity was classified on the basis of

TTE-derived EOA: normal (EOA > 2.0 cm2), mild (1.5 cm2 < EOA ≤ 2.0 cm2), moderate

(1.0 cm2 < EOA ≤ 1.5 cm2) and severe (EOA ≤ 1.0 cm2);

2) LV geometry: LV end-diastolic LV internal dimension and wall thickness were

measured as recommend by the American Society of Echocardiography (ASE), LV mass

147

was calculated using the corrected formula of the ASE and indexed to height2.7 [365],

[366];

3) Parameters of LV systolic function: LV ejection fraction was measured by the biplane

Simpson method and the peak systolic wave velocity of the mitral annulus (Sa) was

measured by Doppler tissue imaging;

4) Parameters of LV diastolic function: peak velocity of the mitral annulus E-wave (Ea)

was measured by Doppler tissue imaging and the ratio of the E-wave velocity to the A-

wave velocity of the mitral flow (E/A ratio) measured by pulsed wave Doppler was

calculated [93];

5) Parameters of arterial hemodynamics: Systemic arterial compliance (SAC) was

computed with the use of the formula : SAC = SVi / PP, where SVi is the stroke volume

indexed by the body surface area and PP is the pulse pressure. Systemic vascular resistance

(SVR) was also estimated with the formula: SVR = 80 MAP/CO, where MAP is the mean

arterial pressure and CO is the cardiac output.

6) Parameter of global LV hemodynamic load: Valvulo-arterial impedance (Zva) was

calculated with the use of the formula: Zva = (SAP + MPG) / SVi, where SAP is the

systolic arterial pressure and MPG is the mean transvalvular pressure gradient [151].

VI.4.4 Cardiovascular Magnetic Resonance

CMR studies were performed 2 to 4 weeks after TTE with patients in comparable

hemodynamic state (Heart rate TTE = 63±14 vs. Heart rate CMR = 64±11, p=NS). Imaging

was performed with a 1.5 Tesla Philips Achieva scanner operating release 2.6 level 3 and

dedicated phased-array cardiac coil during successive end-expiratory breath-holds (Philips

Healthcare, Best, The Netherlands). Cine imaging of cardiac function was performed by

steady-state free precession technique at 30 phases per cardiac cycle (with

148

vectorcardiographic gating) in 8-14 parallel short-axis and 2-chamber, 4-chamber, and 2

orthogonal LVOT planes (8 mm thickness, 0 mm gap) providing complete coverage.

Typical parameters included TR/TE of 3.4/1.2 ms, flip angle 40°, NEX of 1, yielding in-

plane spatial resolution of 1.6x2mm. Three-chamber long-axis through the aortic valve and

orthogonal LVOT plane view were paired for positioning 3 contiguous cine slices (7 mm

slice thickness, 0mm gap) centred on the aortic valve tips at the maximum systolic opening.

In addition, through-plane phase-contrast imaging was performed in the LVOT at 12 mm

upstream from the aortic valve annulus plane (reference: 0 mm) and in the ascending aorta

(Ao) at 10 mm downstream of the annulus (Figure VI-1) [340]. Velocity flow imaging

parameters consisted of: TR/TE of 4.60-4.92/2.76-3.05 ms, flip angle 15°, 24 phases, pixel

spacing 1.32–2.07 mm, slice thickness 10 mm and acquisition matrix of 256 x 208. Each

phase-contrast velocity mapping acquisition produced 2 cine images: one magnitude image

and one phase image (Figure VI-1). For each patient, peak aortic jet velocity measured by

TTE was used to define CMR encoding velocity (CMR encoding velocity = 1.5× peak jet

velocity; range from 150 to 550 cm/s) to optimally define resolution and avoid signal wrap.

Figure VI-1. CMR image planes used for valve measurements. Flow velocity map was acquired at 2 image

planes: -12 mm (LVOT) upstream from aortic valve plane (reference) and at +10 mm (Ao) downstream of the

aortic valve plane.

149

CMR image acquisition and analysis was performed by investigators blinded to clinical and

TTE results. A custom-made research application was developed using Matlab software

(Mathworks, Natick, Ma, USA) to process and analyze velocity-encoded images [255].

Spatial resolution of CMR images was interpolated by a factor of three and the magnitude

image stack was processed to filter background noise prior to analysis. Regions of interest

(ROIs) were defined on each of the 24 phases of magnitude images to include the lumen of

the LVOT and of the aorta. The following measurements were performed within each ROI

on matched phase images at LVOT and Ao positions.

Flow velocities within the ROI were used to determine the changes in instantaneous peak

and average velocity (Vaverage) in the LVOT at the -12mm position during the cardiac cycle.

The instantaneous LVOT flow rate was calculated by multiplying the instantaneous Vaverage

by the LVOT cross-sectional area.

The peak flow velocity within the ROI was used to determine the instantaneous peak aortic

velocity at the 10 mm positions.

VI.4.5 Valve kinetic parameters

To determine the temporal changes in EOA during systole, we also calculated the

instantaneous EOA as follows:

EOACMR (t) = Q (t) / VmaxAo (t) (4)

where Q (t) is the instantaneous flow in the LVOT and VmaxAo (t) is the instantaneous

maximal velocity of transvalvular flow.

150

To characterize valve opening and closing kinetics, we calculated the following parameters

(Figure VI-2): i) Opening slope (OS): slope of the instantaneous EOA/t curve from onset of

systole to the first time point when EOA becomes > 0.9× peak systolic EOA and ii) Closing

slope (CS): slope between first time point after peak systole where EOA decreases below

0.9×peak EOA and the end of systolic phase. These parameters were expressed in

cm2/100ms. Furthermore, we computed other parameters of temporal valve dynamics as

proposed by Weininger et al. [306]:

T85= (# of frames > 0.85×peak systolic EOA / # of systolic frames) × 100

T90= (# of frames > 0.90×peak systolic EOA / # of systolic frames) × 100

where # means : number. T85 and T90 represent the percentage of systolic period spent at

>85% and >90% of peak EOA, respectively.

Figure VI-2. Measurement of aortic valve opening and closing kinetic parameters by CMR. The graph shows

the temporal changes in effective orifice area (EOA) during systole, OT and OS are the opening time and

slope, respectively, VOT is the valve opening time above 90% of peak EOA, SEP is the systolic ejection

period and CT and CS are the closing time and slope, respectively.

To evaluate the intra- and inter- observer variability, the measurements of the valve kinetic

parameters were repeated in a subset of 15 studies (11 AS and 4 control subjects) by two

blinded observers.

151

VI.4.6 Relationship between valve kinetic parameters and risk markers of

adverse events

To assess the prognostic value of valve kinetic parameters, we examined the relationship

between these parameters and: 1) the plasma level of NT-Pro BNP; 2) a multi-parametric

risk score proposed by Monin and colleagues [132]. This score was calculated with the use

of the formula: Score = [peak aortic jet velocity (m/s)×2]+[natural logarithm of NT-

ProBNP(pg/ml)×1.5]+1.5 (if female gender). Given that BNP was not measured in this

study, we substituted the BNP value, as originally described by Monin and colleagues

[132], by the NT-ProBNP value. BNP and NT-proBNP may be equally useful as an aid in

the differential diagnosis of symptoms [367]. We also examined the relationship between

valve kinetic parameters and valvulo-arterial impedance, which has been shown to be a

powerful independent predictor of outcomes in patients with AS [151].

VI.4.7 Statistical analyses

Results are expressed as mean ± SD. Comparisons between groups (mild vs. moderate vs.

severe AS or tricuspid vs. bicuspid valve) were performed with the use of Student t-tests or

One-way ANOVA when appropriate. Association between variables were assessed by

Pearson’s correlations. Multivariate linear regression analysis was performed to identify the

factors independently associated with the plasma levels of NT-ProBNP. Variables with p-

value<0.05 in univariate analysis were included in the multivariate model. Statistical

analysis was performed with SPSS 17 (SPSS, Chicago, IL, USA).

152

VI.5. Results

Sixty patients with mild to severe AS (65% men, age 64±15 years) and eight healthy

subjects (75% men, age 34±8 years) were included in this study. The demographic, TTE

and CMR data of these AS patients and healthy subjects are presented in Table VI-1. Valve

morphology was bicuspid in 27% of AS patients.

VI.5.1 Feasibility and reproducibility of CMR valve kinetic parameters

The measurements of valve OS, CS, T85, and T90 were feasible in all healthy subjects and

AS patients (Figure VI-3). Intra- and inter- observer variability were 4.8±3.9% and

5.0±4.1%, respectively for OS, 3.8±2.9% and 4.0±3.1% for CS, 5.1±9.6% and 7.7±12.5%

for T85 and 10.9±18.4% and 11.38±17.8% for T90.

VI.5.2 Valve kinetic parameters according to stenosis severity and valve morphology

Figure VI-3 shows the temporal changes in EOA during systole for healthy control subjects

as well as patients mild, moderate and severe AS. Patients with AS had lower OS and CS

compared to healthy controls (Table VI-1 and Figures VI-3 and 4). Among AS patients, the

reduction in OS and CS was more pronounced in patients with more severe AS (Table VI-1

and Figures VI-3 and 4). A decrease in the magnitude of the opening/closing slope of EOA

was observed with the increasing AS severity. There was no significant association

between valve morphology (bicuspid vs. tricuspid) and valve opening kinetics (Table VI-1

and Figure VI-3).

153

VI.5.3 Correlates of valve kinetic parameters

OS correlated with age, parameters of LV geometry and function (LV end-diastolic internal

dimension, relative wall thickness ratio and Sa-wave) and parameters of AS severity (valve

EOA and transvalvular gradient) (Table VI-2). CS correlated with age, body surface area,

LV end-diastolic internal dimension and parameters of AS severity (Table VI-2). T85 and

T90 correlated with body surface area, LV end-diastolic internal dimension, and LV mass

index (Table VI-2). Of interest OS and CS did not correlate with heart rate (r=-0.04, p=NS

and r=-0.018, p=NS, respectively).

Figure VI-3. Temporal changes in valve effective orifice area during systole in health subjects and patients

with aortic stenosis . Panel A: healthy control subjects (n=8); Panel B: patients with mild aortic stenosis (AS)

(n=7); Panel C: patients with moderate AS (n=36); Panel D: patients with severe AS (n=17); Panel E: AS

patients with tricuspid valve (n=44); Panel F:AS patients with bicuspid valve (n=16).

154

Table VI-1. Comparison of clinical, TTE and CMR data according to presence and severity of aortic stenosis and aortic valve

morphology.

Healthy Subjects (n=8, mean±SD)

AS Patients (n=60, mean±SD)

Mild (n=7, mean±SD)

Moderate (n=36, mean±SD)

Severe (n=17, mean±SD)

Tricuspid (n=44, mean±SD)

Bicuspid (n=16, mean±SD)

Patient demographic data Age (years) 34 ± 8 64 ± 15 * 63 ± 13 * 64 ± 16 * 64 ± 15 * 70 ± 9 46 ± 14 §

Sex (men %) 75 65 43 61 65 70 50 Body surface area (m

2) 1.93 ± 0.26 1.82 ± 0.19 1.93 ± 0.13 1.81 ± 0.21 1.81 ± 0.16 1.83 ± 0.15 1.82 ± 0.26

Doppler echocardiography data

Left ventricular geometry and function

LV end-diastolic internal dimension (mm) 50 ± 3 45 ± 4 * 47 ± 7 45 ± 4 * 44 ± 3 * 45 ± 4 46 ± 6 Interventricular septal thickness (mm) 9 ± 1 12 ± 2 * 13 ± 2 * 12 ± 2 * 12 ± 2 * 13 ± 2 11 ± 2 §

LV mass index (g/m2.7

) 52 ± 14 49 ± 11 51 ± 11 49 ± 11 48 ± 11 51 ± 11 45 ± 10 §

Relative wall thickness ratio 0.37 ± 0.04 0.52 ± 0.09 * 0.53 ± 0.11 * 0.51 ± 0.1 * 0.53 ± 0.09 * 0.53 ± 0.1 0.49 ± 0.74 LV ejection fraction (%) 66 ± 4 66 ± 5 67 ± 5 65 ± 5 66 ± 5 66 ± 5 67 ± 5

Sa-wave (cm/s) 9 ± 2 8 ± 2 8 ± 2 8 ± 2 8 ± 2 8 ± 2 9 ± 2 Ea-wave (cm/s) 15 ± 3 9 ± 3 * 9 ± 3 * 10 ± 3 * 9 ± 2 * 9 ± 2 12 ± 4 §

E-wave (cm/s) 78 ± 19 86 ± 19 72 ± 20 89 ± 20 84 ± 17 85 ± 19 88 ± 21 E/A ratio 1.53 ± 0.38 1.19 ± 0.48 1.02 ± 0.29 1.23 ± 0.54 1.17 ± 0.41 1.05 ± 0.32 1.58 ± 0.64 §

E/Ea ratio 5.87 ± 0.58 9.83 ± 3.51 8.53 ± 2.67 10.21 ± 3.89 9.59 ± 2.89 10.51 ± 3.43 8.02 ± 3.08 §

Systemic arterial hemodynamics

Systolic arterial pressure (mmHg) 116 ± 10 132 ± 23 135 ± 28 133 ± 24 127 ± 16 136 ± 22 122 ± 23 § Diastolic arterial pressure (mmHg) 77 ± 5 72 ± 12 76 ± 9 72 ± 13 70 ± 11 72 ± 11 74 ± 11

Systemic arterial compliance (mL.m-2.mmHg

-1) 1.06 ± 0.21 0.91 ± 0.32 1.06 ± 0.45 0.91 ± 0.29 0.87 ± 0.33 0.87 ± 0.31 1.01 ± 0.33 §

Systemic vascular resistance (dyne.s.cm-5) 1448 ± 319 1515 ± 338 1373 ± 253 1508 ± 353 1589 ± 333 1522 ± 306 1495 ± 424

Global LV hemodynamic load

Valvulo-arterial impedance (mmHg. ml-1.m

2) 2.98 ± 0.51 3.5 ± .65 3.05 ± 0.61 3.42 ± 0.59 3.84 ± 0.64*# 3.54 ± 0.67 3.37 ± 0.61

Aortic valve hemodynamics

Mean transvalvular gradient (mmHg) 5 ± 1 20 ± 10 * 13 ± 3 16 ± 6 * 30 ± 11 *#† 19 ± 8 23 ± 15 Valve effective orifice area (cm

2) 2.67 ± 0.47 1.19 ± 0.28 * 1.65 ± 0.09 * 1.26 ± 0.15 *# 0.86 ± 0.11 *#† 1.21 ± 0.26 1.15 ± 0.32

Cardiovascular magnetic resonance aortic

valve kinetics

Opening slope (cm2/100ms) 6.14 ± 1.5 3.66 ± 1.95 * 5.58 ± 1.66 3.77 ± 1.73 * 2.64 ± 1.95 *# 3.73 ± 1.94 3.46 ± 2.03

Closing slope (cm2/100ms) -3.14 ± 1.45 -1.43 ± 0.91 * -2.01 ± 1.41 -1.34 ± 0.83 * -1.36 ± 0.82 * -1.38 ± 0.84 -1.53 ± 1.12

T85 (%) 44 ± 13 35 ± 22 41 ± 21 34 ± 23 33 ± 23 33 ± 24 39 ± 16 T90 (%) 36 ± 14 27 ± 17 29 ± 15 27 ± 18 25 ± 18 24 ± 17 33 ± 15

*:p<0.001 with healthy ; #: p<0.05 with mild ; †: p<0.05 with moderate ; §: p<0.05 with tricuspid

155

Figure VI-4 Comparison of valve opening and closing kinetic parameters according to presence and severity

of aortic stenosis. Panel A: Valve opening slope; Panel B: valve closing slope; Panel C: Percent time spent at

>85% of peak aortic valve area (T85); Panel D: Percent time spent at >90% of peak aortic valve area (T90). *:

p<0.001 with healthy; †: p<0.001 with mild.

VI.5.4 Association between valve kinetic parameters and plasma level of NT-proBNP

OS was significantly related to the plasma level of NT-proBNP (r=-0.35; p=0.006; Table

VI-3), whereas valve EOA or transvalvular gradient were not. The other parameters

significantly associated with NT-proBNP on univariate analysis were older age (p<0.001),

higher LV mass index (p<0.05), higher E/Ea ratio (p<0.05) and lower systemic arterial

compliance (p<0.01) (Table VI-3). On multivariate analysis, after adjustment for these

variables and EOA, reduced OS was the sole factor independently associated with higher

plasma levels of NT-proBNP (Table VI-3). There was no significant correlation between

T85 or T90 and NT-proBNP.

156

VI.5.5 Association between valve kinetic parameters and multiparametric risk score

Among clinical, TTE, and CMR parameters, OS was the one providing the best correlation

(r=-0.57, p<0.001) with the multi-parametric risk score proposed by Monin and colleagues

[132] (Figure VI-5). There was no significant correlation between CS, T85, or T90 and the

risk score.

VI.5.6 Association between valve kinetic parameters and valvulo-arterial

impedance

There was a weak correlation (r=-0.226, p=0.063) between T85 and valvulo-arterial

impedance. The other parameters of valve kinetics did not correlate with valvulo-arterial

impedance.

VI.6. Discussion

The main findings of this study are: 1) The measurement of valve opening and closing

kinetics can be achieved with excellent feasibility and reproducibility in patients with AS.

2) The valve kinetic parameters correlated with conventional indices of stenosis severity as

well as parameters of LV geometry and function. 3) There was a strong association

between valve OS and well-established risk markers.

Measurements of valve EOA in AS was initially based on the assumption that orifice area

remains constant throughout LV ejection. Because during each single ejection,

transvalvular flow increases from zero, at the onset of valve opening, to a maximum and

then decreases back to zero, some investigators have, however, hypothesized and then

demonstrated that EOA changes throughout ejection [115–120]. Doppler-echocardiography

may be used to determine the instantaneous EOA at each time point in the cardiac cycle and

thus calculate the rate of change in EOA during ejection. Using this method, Bermejo et al.

157

Table VI-2. Correlates of valve kinetic parameters.

O pening slope

(cm2/100ms)

Closing slope (cm

2/100ms)* T85 (%) T90 (%)

r p-value r p-value r p-value r p-value

Age (years) -0.31 0.011 0.44 <0.001 -0.037 NS -0.1 NS

Body surface area (m2) 0.21 NS -0.36 0.004 0.29 0.018 0.29 0.017

Left ventricular end-diastolic internal dimension (mm) 0.32 0.009 -0.36 0.003 0.26 0.031 0.28 0.021

Relative wall thickness ratio -0.32 0.011 0.21 NS 0.05 NS 0.004 NS

LV mass index (g/m2.7

) 0.01 NS -0.12 NS 0.28 0.029 0.25 0.046

Sa-wave (cm/s) 0.35 0.005 -0.06 NS -0.04 NS -0.04 NS

Mean transvalvular gradient (mmHg) -0.51 <0.001 0.34 0.004 -0.1 NS -0.11 NS

Valve effective orifice area (cm2) 0.54 <0.001 -0.53 <0.001 0.18 NS 0.2 NS

*Please note that the sign of CS is negative.

Table VI-3. Univariate and multivariate determinants of plasma NT-ProBNP levels.

Univariate Analysis Multivariate Model 1 Multivariate Model 2

Correlates β coeff±SE r p-value β coeff±SE r p-value β coeff±SE r p-value

Age (years) 0.031 ± 0.008 0.441 <0.001 0.019 ± 0.009 0.263 0.06 0.019 ± 0.01 0.266 0.06

Left ventricular mass index (g/m2.7

) 0.031 ± 0.013 0.323 0.016 0.017 ± 0.012 0.174 NS 0.017 ± 0.012 0.178 NS

E/Ea ratio 0.086 ± 0.028 0.288 0.027 0.014 ± 0.04 0.046 NS 0.014 ± 0.041 0.045 NS

Systemic arterial compliance (mL.m-2.mmHg

-1) -1.087 ± 0.399 -0.337 0.008 -0.773 ± 0.393 -0.232 0.06 -0.767 ± 0.399 -0.23 0.06

Effective orifice area (cm2) -0.531 ± 0.489 -0.141 NS - - - -0.079 ± 0.549 -0.021 NS

Opening slope (cm2/100ms) -0.187 ± 0.066 -0.351 0.006 -0.172 ± 0.062 -0.313 0.008 -0.165 ± 0.079 -0.3 0.04

Legend: The log transform of NT-proBNP was used for this analysis. Multivariate Model 1 includes only variables that were significantly (p<0.05) associated with plasma BNP levels on univariate analysis. Multivariate Model 2 includes the same variables and valve

effective orifice area. β coeff: regression coefficient β; SE: standard error.

158

Figure VI-5. Correlation between valve opening slope and the multiparametric risk score

[118] observed that AS patients with a slow valve opening rate had worse clinical outcomes

than those with a rapid opening rate. In another study, the rate of change in instantaneous

EOA during ejection was an independent predictor of the rate of hemodynamic progression

in patients with asymptomatic AS [119]. These studies suggest that the analysis of valve

opening kinetics may provide incremental information regarding pathophysiology of AS,

which is unrevealed by conventional indices of stenosis severity. Nonetheless, the

estimation of valve kinetic parameters by TTE is cumbersome and is subject to large

measurement errors, thereby explaining why this method has not been implemented in the

clinical setting. Indeed, the LVOT and transvalvular jet velocities are obtained from

different cardiac cycles, which do not necessarily have the exact same time duration and

hemodynamic conditions. Furthermore, the LVOT diameter is assumed to remain constant

during the systolic phase, which is not necessarily true [340]. These limitations may yield

to large errors in the measurement of OS, CS, T85, and T90. The present study

demonstrates the usefulness, feasibility, and reproducibility of CMR to determine the

temporal changes in EOA during systole and to measure the valve opening and closing

slopes. A recent study also reported that CMR can be used to assess the dynamic changes in

EOA [306]. The method used in this previous study was however different from the one

(i.e. continuity equation method) proposed in the present study. Indeed, in this previous

study [306], temporal changes in valve EOA were derived from the systolic variations of

159

the area of post-stenotic turbulent flow at its smallest convergence (i.e. proximal vena

contracta). From the curve of the instantaneous EOA, the authors then calculated T85,

which represents the proportion of the systolic period spent over 85% of the maximum

EOA. In the present study, T85 and T90 were however inferior to OS to predict NT-

proBNP or multiparametric risk score.

In the present study, the number of adverse events was too small to directly examine the

relationship between valve kinetic parameters and clinical outcomes. Nonetheless, valve

OS was found to be a good predictor of plasma level of NT-proBNP and of the multi-

parametric risk score. Increased BNP or NT-proBNP levels have been shown to predict

occurrence symptoms and adverse events prior and after AVR in patients with AS [125],

[128], [368], [369]. The multi-parametric risk score proposed by Monin and colleagues was

found to be a powerful predictor of clinical outcomes in asymptomatic patients with severe

AS [132]. Of interest in the present study, the association with these risk markers appeared

to be stronger with the OS than with the conventional indices of stenosis severity (i.e. EOA

and gradient). This finding may be, at least in part, related to the fact that valve OS not only

reflects the valve stenosis severity per se but also the consequences of the stenosis on the

LV geometry and function.

Valvulo-arterial impedance has been shown to be a powerful independent predictor of

adverse events in patients with AS (17). T85 correlated weakly with valvulo-arterial

impedance, whereas OS did not. The lack of correlation between OS and valvulo-arterial

impedance may be, at least in part, related to the fact that the impedance reflects the global

LV hemodynamic burden, which includes both the valvular load and the arterial load. On

the other hand, OS is a marker of the valve disease, per se, as well as its repercussion on

LV function but it does not reflect the arterial load.

The assessment of valve kinetic parameters might also be useful to differentiate pseudo-

versus true- severe AS and improve risk stratification in patients with low-flow, low-

gradient AS and reduced or preserved LV ejection fraction [122–124], [357], [370] but this

aspect deserves further studies in this specific population.

160

VI.7. Study Limitations

Accurate estimation of valve kinetics is dependent on the temporal resolution which is

essentially determined by patient’s heart rate and sequence acquisition time. New

promising fast acquisition flow sequences and hardware (i.e. parallel imaging) could help

overcoming this limitation. The number of patients with AS was too small to determine the

association between valve kinetic parameters and clinical outcomes. Further studies in

larger series of patients are needed to confirm the incremental prognostic value of these

parameters measured by CMR.

VI.8. Conclusions

This study shows that temporal changes in valve EOA can easily be obtained by CMR in

AS patients and that parameters of valve opening and closing kinetics can be measured

with excellent feasibility and reproducibility. The valve OS compares favorably with

conventional indices of stenosis severity to predict risk markers of poor prognosis. Larger

studies are needed to confirm the incremental prognostic value of these new CMR-derived

parameters of valve function.

VI.9. Competing interests

The authors declare that they have no competing interests.

161

VI.10. Authors' contributions

All authors contributed to the scope and outline of the manuscript. JG wrote the final draft.

All authors read and approved the final manuscript.

VI.11. Acknowledgements

This work was supported by a NSERC grant (343165-07) and by a grant from the

Fondation de l’Institut universitaire de cardiologie et de pneumologie de Québec. Dr.

Pibarot is the director of the Canada Research Chair in Valvular Heart Diseases, Canadian

Institutes of Health Research, Ottawa, Ontario, Canada. J. Garcia is supported by

CONACYT (Mexico City, Mexico, grant 208171) at Laval University. Dr. Larose is a

Clinical research scholar of the Fonds de la recherché en santé du Québec. We thank Isabel

Fortin, Haïfa Mahjoub, Jocelyn Beauchemin, Justine Couture and Karine Bibeau for their

assistance on this study.

162

VII. Article IV

On the Evaluation of Vorticity using Cardiovascular Magnetic

Resonance Velocity Measurements

J. Garcia1, 2, E. Larose1, P. Pibarot1, L. Kadem2§

1 Québec Heart & Lung Institute, Laval University, Québec, Canada.

2 Laboratory of Cardiovascular Fluid Dynamics, Concordia University, Montréal, Canada.

§Corresponding author

Accepté : Journal of Biomechanical Engineering 2012.

163

VII.1. Résumé

Introduction : La vorticité et les structures tourbillonnaires jouent un rôle fondamental

dans l’évaluation des aspects énergétiques (principalement du ventricule gauche) de la

fonction cardiovasculaire. L’amplitude du tourbillon peut être dérivée à partir des vitesses

mesurées par imagerie cardiovasculaire par résonance magnétique (IRM). Cependant,

plusieurs schémas numériques peuvent être utilisés. L’objectif principal de ce travail est

d’évaluer les différents schémas numériques utilisés pour évaluer le champ de vorticité

provenant des mesures de vitesses obtenues par IRM.

Méthodes et Résultats : On a comparé les champs de vorticité, en utilisant des schémas de

différentiation directe (circulation de 8 points et Chapra) et des schémas de différentiation

dérivative (Richardson 4* et 4* compacte Richardson), avec un champ de vorticité

théorique. On a évalué in vivo ces schémas en utilisant des mesures de vitesse par IRM.

Dans tous les cas, l’effet de la résolution spatiale et du rapport signal à bruit (RSB) sur le

calcul du tourbillon a été évalué. Les résultats montrent que les mesures de champ de

vorticité utilisant le schéma de circulation de 8 points, la méthode la plus commune, ont la

plus faible précision. L’incrément artificiel de la résolution spatiale par interpolation

n’affecte pas le calcule de vorticité moyenne mais il réduit le RSB pour l’ensemble des

méthodes. Richardson 4* et sa version compacte ont montré les plus stables mesures de

vorticité utilisant à la fois théoriques et des données in vivo.

Conclusion : Le champ de vorticité déterminé par la méthode de circulation de 8 points, la

méthode plus commune, a montré une moindre précision par rapport aux autres schémas de

vorticité. Richardson 4* et sa version compacte ont montré le plus stable RSB utilisant les

données théoriques et in vivo.

164

VII.2. Abstract

Background: Vorticity and vortical structures play a fundamental role affecting the

evaluation of energetic aspects (mainly left ventricle work) of cardiovascular function.

Vorticity can be derived from cardiovascular magnetic resonance (CMR) imaging velocity

measurements. However, several numerical schemes can be used to evaluate the vorticity

field. The main objective of this work is to assess different numerical schemes used to

evaluate the vorticity field derived from cardiovascular magnetic resonance velocity

measurements.

Methods and results: We compared first the vorticity field obtained using direct

differentiation schemes (8-point circulation and Chapra) and derivate differentiation

schemes (Richardson 4* and compact Richardson 4*) from theoretical velocity field. We

then evaluated in vivo these schemes using CMR velocity measurements. In all cases, the

effect of artificial spatial resolution up-sampling and signal-to-noise ratio on vorticity

computation was evaluated. Theoretical and in vivo results showed that 8-point circulation

method underestimated vorticity. Up-sampling evaluation showed that the artificial

improvement of spatial resolution had no effect on mean absolute vorticity estimation but it

affected SNR for all methods. Richardson 4* method and its compact version ware the

most accurate and stable method for vorticity magnitude evaluation.

Conclusion: Vorticity field determination using 8-point circulation method, the most

common method used in CMR, has a reduced accuracy compared to other vorticity

schemes. Richardson 4* and its compact version showed stable SNR using both theoretical

and in vivo data.

165

VII.3. Background

Vorticity and vortical structures play a fundamental role affecting the evaluation of

energetic aspects of cardiovascular function. In cardiovascular flows, recirculation zones

are usually detected by a visual inspection of the velocity field [280]. For a more accurate

determination of vortical structures in the flow, vorticity field has to be computed from

velocity field. Vorticity field gives also information regarding the magnitude of the shear

layers present in the flow which may lead to thrombus formation and hemolysis [371].

In clinical practice, transthoracic Doppler echocardiography (TTE) is the most commonly

used imaging technique to evaluate cardiovascular diseases. It has been demonstrated using

color TTE that vortex formation and swirling flow in the left ventricle is highly related to

dilated cardiomyopathy and/or ventricular altered geometry [322]. However, some

technical limitations associated with TTE do not allow such analyses to be performed in all

patients. In this case cardiovascular magnetic resonance (CMR) velocity measurements are

a good option for flow visualization, measurement and analysis in the majority of cardiac

structures [280]. Detailed reviews on CMR and TTE vortex evaluation and flow analysis

were recently performed [280], [322]. The challenge is then to accurately characterize these

flow structures and to link them to abnormal cardiovascular functions. Several previous

works aimed to understand vortex formation induced by biological fluid transport [372],

using vortex statistical approaches [373] or CMR vortex detection [322]. In such studies,

accurate vorticity field quantification is of primary importance. However, several numerical

schemes can be used to evaluate the vorticity field in a fluid flow. It is important to

determine the accuracy of these different schemes to a more precise understanding of the

link between vorticity field in cardiac cavities and cardiovascular pathologies.

The objective of this study was to evaluate and to compare the most common vorticity

schemes in the context of in vivo CMR velocity measurements.

166

VII.4. Methods

VII.4.1 Evaluation of the vorticity field in a fluid flow

Vorticity schemes

Vorticity is closely related to the angular velocity of flow at a specific point and it is

defined in two-dimensional Cartesian coordinates as follows:

(

)

(1)

where ω (1/s) is the vorticity and V is the velocity field, figure XI-1.A.

Since velocity measurements by CMR are only available at specific points in the flow; a

discrete scheme for vorticity determination has then to be used. The two most important

standard schemes are: direct differentiation schemes and derivate differentiation schemes

(Figure XI-1.B). Direct differentiation schemes are based on single-level or short-level of

differential operators to approximate the gradient of a function based on a central point of

differentiation, as reference to a region of interest in the velocity field. The complete

vorticity field is then computed by shifting the region of interest along the velocity field.

Among this category of schemes we selected: second-order 8-point circulation method and

fourth-order Chapra method [374].

In 8-point circulation method the central finite difference using circulation is calculated as

the line integral of the dot product of the tangential velocity with the outward normal at a

location (i,j) :

[

] (2)

167

Figure VII-1. Vorticity computation. Panel A shows an example of vortical flow around a point in the flow

field. Panel B shows the vorticity computation using finite differences approach. Panel C shows the

theoretical vortical cellular flow used to test vorticity schemes.

where ω (1/s) is the vorticity, U and V are the velocity components in the x and y directions

and Δ is the spatial resolution. Using a second order truncation error, 8-point vorticity

estimation scheme becomes:

[( ) ( ) (

)] (3)

The fourth-order central difference approximation, named Chapra method [375] is given

by:

[

] (4)

Derivate differentiation schemes approximate de local gradients from velocity

measurements. We evaluated fourth-order Richardson extrapolation (R4*) [376] defined as:

168

∑

(6)

The fourth-order noise-minimizing R4* reduces random error transmission by combining a

range of second-order central difference schemes by selecting an optimized set of

coefficients (see table 2 from Etebari et al. [376]). A compact version of Richardson

extrapolation scheme (CR4*) is also evaluated and it is defined as:

∑ (7)

where U’i,k-grid is the implicitly computed derivative from the compact scheme for k-grid

spacing. The CR4* reduces the random error transmission by increasing the order of

truncation error and an optimized set of coefficients improving the cost of noise

amplification (see table 3 from Etebari et al. [376]).

Theoretical reference vorticity field

Given the absence of a physical standard reference for vorticity estimation, we considered

as reference the theoretical velocity field representing a vortical cellular flow [377]:

(

) (

) (8)

(

) (

)

where u and v are the velocity components in x and y directions, respectively. Lx and Ly

are the size of the field-of-view (here: 400x400 pixel) in the x and y directions, Nxy=2 are

number of cores. In this study, six different flow configurations were considered,

corresponding to Vmax from 0.5 to 5 m/s. Vmax is the maximum velocity in the cellular

flow. Theoretical vorticity field was computed and is displayed on, Figure XI-1.C.

Several tests were performed to alter the velocity field obtained from equation (8). The

resulting vorticity fields determined using the four above schemes were compared to the

theoretical derived vorticity field. In this study, the following tests were performed: 1) the

169

effect of up-sampling on vorticity computation was evaluated by increasing 2-4 times the

spatial resolution from 2 mm to 0.5 mm as is expected in in vivo settings. The impact of up-

sampling was evaluated in terms of signal-to-noise ratio (SNR); 2) The effect of the

presence of noise in the velocity field on vorticity computation was evaluated by

introducing a Gaussian noise on the u and v velocity components by assuming that the spin

velocity distribution within the voxel is also Gaussian [378], [379]. Image up-sampling was

artificially improved using a bicubic averaged interpolation.

VII.4.2 In vivo evaluation of vorticity field

Patient Population

One healthy subject and three patients with aortic valve stenosis (AS) were included in this

study. The study was approved by the Institutional Review Board and all patients provided

written informed consent. An exclusion criterion was major restrictions to undergo a CMR

scan. Effective orifice area (EOA) was determined using continuity equation [93], [340].

Cardiovascular Magnetic Resonance

CMR studies were performed with a 1.5 Tesla Philips Achieva scanner operating release

2.6 level 3 and dedicated phased-array cardiac coil during successive end-expiratory breath-

holds (Philips Healthcare, Best, The Netherlands). Cine imaging of cardiac function was

performed by SSFP technique at 30 phases per cardiac cycle (by vectorcardiographic

gating) in 8-14 parallel short-axis and 2-chamber, 4-chamber, and 2 orthogonal left

ventricle outflow tract (LVOT) planes (8 mm thickness, 0 mm gap). Typical parameters

included TR/TE of 3.4/1.2 ms, flip angle 40°, NEX of 1, yielding in-plane spatial resolution

of 1.6x2 mm. In addition, through-plane phase-contrast imaging was performed in the

LVOT and in the ascending aorta [340]. Flow velocity measurements were performed in

the dominant direction of the flow in order to compute effective orifice area by continuity

equation. Two orthogonal LVOT planes were also acquired in the three directions of the

flow. CMR imaging parameters consisted of: TR/TE of 4.60-4.92/2.76-3.05 ms, flip angle

15°, 24 phases, pixel spacing 1.32–2.07 mm, slice thickness 10 mm and acquisition matrix

170

of 256x208. For each patient CMR encoding velocity was adjusted to optimally define

velocity resolution and avoid velocity aliasing (Venc = 1.25 × Vmax). Total scan time was 15

minutes. Background noise filtering was performed for all sets of images. A custom-made

research application was developed using Matlab software (Mathworks, Natick, Ma) to

process and analyze both theoretical and in vivo images.

VII.5. Results

Theoretical vortical cellular flows

Six simulated vortical cellular flows were used to theoretically evaluate the four proposed

methods to estimate vorticity field. Figure XI-2 shows the comparison between the vorticity

profiles estimated using all the methods and the theoretically predicted vorticity. It clearly

appears that all methods accurately evaluate vorticity distribution compared to theoretical

predictions, except for 8-point circulation method which underestimates vorticity

magnitude. It should be noted, however, that 8-point circulation method led to accurate

results up to Vmax around 2 m/s (Figure XI-3.A).

Figure VII-2. Vorticity computed for Vmax of 5 m/s. Vorticity profile, as determined by each method,

corresponding to the central line of the top cells in figure 1 panel C.

171

Figure VII-3. Theoretical comparison of vorticity schemes and up-sampling effect. Panel A shows the mean

absolute vorticity computed using vorticity schemes from theoretical velocity field. Panel B shows the

evaluation of signal-to-noise ratio (SNR) using the same data. Panel C shows the effect of image up-sampling

on vorticity computation and panel D on the evaluation of SNR.

Effect of Gaussian noise

Adding a Gaussian noise to the velocity field had a significant impact on signal-to-noise

ratio (SNR) of direct differentiation schemes: 8-point circulation method and Chapra

method (Figure XI-3.B). Derivate differentiation schemes (R4* and CR4*) had a

significantly higher SNR (340 dB for both R4* and CR4*).

Effect of up-sampling

The effect of up-sampling on the evaluation of vorticity field using the proposed schemes is

shown in Figure XI-3.C and XI-3.D. It appears that up-sampling does not have a significant

effect on the computed mean absolute vorticity. However, 8-point circulation method

underestimated systematically the mean absolute vorticity (Figure XI-3.C). Regarding SNR

magnitude, although it decreased as a function of up-sampling, R4* and CR4* remained

always higher than those obtained using 8-point circulation method and Chapra (Figure XI-

3.D).

172

Table VII-1. Patients’ Characteristics The table shows the mean±SD or number of patients and percentage.

Age (years) 56 ± 17

Male gender n (%) 3 (60)

Heart rate (bpm) 65 ± 12

Weight (kg) 80 ± 11

Height (cm) 167 ± 11

Body surface area (m2) 1.93 ± 0.2

Body mass index (kg/m2) 28 ± 1

Valve morphology

Tricuspid n (%) 3 (75)

Bicuspid n (%) 1 (25)

In vivo evaluation

Vorticity field computation was performed in vivo on one healthy subject and three patients

(men, age: 56±17 years). Patients’ characteristics are given in Table XI-1. The effective

orifice area (EOA) computed by CMR using continuity equation for patients were: healthy

(EOA=3.4 cm2), mild (EOA=1.73 cm2), moderate (EOA=1.13 cm2), severe (EOA=0.95

cm2). Vorticity magnitude was higher in the presence of severe aortic stenosis than in the

healthy aortic valve (mean absolute vorticity = 66±3 1/s and 11±1 1/s, p<0.001,

respectively). Mild and moderate aortic stenosis showed similar magnitudes (mean absolute

vorticity = 54±3 1/s and 56±3 1/s, respectively).

First, we evaluated the effect of an artificial up-sampling on SNR for the case of severe

aortic stenosis. The SNR for R4* remained elevated regardless of the spatial resolution. For

all other methods, SNR started increasing only after doubling the spatial resolution (Figure

XI-4.B). The mean and maximum absolute vorticity magnitudes were computed and

remained relatively constant with all methods using the same set of images. The 8-point

circulation method underestimated systematically the vorticity magnitude as expected from

the theoretical vorticity field analysis (Figure XI-4.A and C).

173

Figure VII-4. Up-sampling evaluation of vorticity schemes using velocity map from a patient with severe

aortic stenosis at peak systole. Panel A shows the mean absolute vorticity computed using vorticity schemes.

Panel B shows the effect of image up-sampling on SNR. Panel C shows the maximum absolute vorticity using

vorticity schemes.

Figure VII-5. Effect of image up-sampling on vorticity computation in vivo. First raw: low resolution

absolute vorticity. Second raw: high resolution (4 times original) absolute vorticity. Vorticity was computed

from velocity measurements in a patient with severe aortic stenosis at peak systole phase. Ao is the ascending

aorta; LV is the left ventricle.

174

Figure XI-5 shows a comparison of the vorticity magnitude using actual CMR spatial

resolution and after four time artificial improvement. In vivo vorticity field of aortic valve

and mitral valve in a patient with severe aortic stenosis at different systolic times is

displayed on Figure XI-6. A zoom of streamlines vortex cores in the left atrium of a patient

with moderate aortic stenosis using high spatial resolution and R4* at different systolic

times are displayed on Figure XI-7. Of interest, left atrium vorticity magnitude is

significantly lower than the one observed in the aortic valve and closer to the one the mitral

valve.

VII.6. Discussion

CMR measurements provide effective, non-invasive, qualitative and quantitative

characterization of blood flow compared with traditional TTE. Flow velocity measurements

with CMR are used for streamline visualisations, flow volume or/and pressure gradient

quantification, evaluation of wall shear stress, oscillatory shear index and kinetic energy

[280]. CMR can also evaluate the vorticity field, an essential parameter for understanding

blood flow dynamics and its link to the appearance of cardiovascular diseases [322], [373].

In this study we evaluated, theoretically and with in vivo CMR velocity images, the most

commonly used schemes to estimate vorticity magnitude in experimental fluid mechanics.

Theoretical and in vivo data showed that 8-point circulation method underestimates the

vorticity magnitude and that the most stable scheme with and without artificial up-sampling

was R4*. These are important results given that the 8-point circulation method is currently

the method of choice when determining the vorticity field from velocity measurements

[374]. The results obtained in this study are consistent with those of Etebari et al. [376].

Chapra second order scheme led to relatively similar results in terms of vorticity

magnitude, but SNR was significantly lower compared to R4* and CR4*. These differences

can be explained by the truncation error associated with each scheme, the spatial resolution

and the potential amplification of the error close to wall vessels. Although all methods

seem to be capable of qualitatively capturing vortical structures and shear layers existing in

the flow field (shear layers are strongly related to hemolysis in AS patients [380])

quantitative differences exist between the methods. These differences can be amplified

175

when trying to evaluate important effects like the dissipation effects in the flow (enstrophy

computation).

Figure VII-6. Vorticity magnitude computation in the ascending aorta and left ventricle at different instants of

cardiac cycle using R4*. Top panels show the ascending aorta region in a patient with severe aortic stenosis

whereas the bottom panels show the mitral valve region for the same patient. Ao is the ascending aorta; LV is

the left ventricle; LA is the left atrium. Black line is the flow plot over cardiac cycle.

Figure VII-7. Vorticity magnitude computation in the left atrium at three different instants of cardiac cycle

using R4*.Ao is the ascending aorta; LV is the left ventricle; LA is the left atrium. White line is the flow plot

over time.

176

VII.7. Conclusion

Vorticity field can be determined using CMR. However, its accuracy depends on the

numerical scheme used to derive vorticity from the velocity field. Using 8-point circulation

method underestimates vorticity magnitude. Richardson 4* and Compact Richardson 4*

interpolation led to more accurate results and higher SNR both using a theoretical velocity

field and in vivo data.

VII.8. Competing interests

None.

VII.9. Acknowledgements

This work was supported by a NSERC grant (343165-07), the Canada Research Chair in

Valvular Heart Diseases, CIHR (Canada) and CONACyT (Mexico).

177

VIII. Conclusion

L’objectif principal et les objectifs secondaires de cette thèse de doctorat ont été atteints de

la manière suivante :

1. Une étude comparative de l’évaluation de l’aire valvulaire effective (AVE) par

échocardiographie Doppler (ED) et par imagerie par résonance magnétique (IRM) a

été réalisée. Les résultats de cette étude ont permis de démontrer que l’AVE

mesurée par IRM selon le principe de l’équation de continuité concorde bien avec

celle mesurée par ED. Cependant, la variabilité de mesure était moins importante

avec l’IRM qu’avec l’ED. En dépit du fait que la mesure de l’aire de la CCVG était

inférieure à celle mesurée par IRM, il y avait une bonne concordance dans les

mesures de volume d’éjection car l’intégrale temps-vélocité mesurée par ED dans la

CCVG était supérieure à celle mesurée par IRM. Cette étude a été publiée dans

Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance en 2011 et elle a été présentée dans

le Chapitre IV.

2. Dans la deuxième étude, une nouvelle méthode utilisant le champ de vitesses

mesuré par IRM a été proposée pour estimer l’AVE. Cette étude a montré que

l’AVE calculée en utilisant la méthode basée sur le terme source acoustique et sa

version simplifiée concorde bien avec la mesure ED. De plus, la méthode simplifiée

offrait une meilleure reproductibilité lorsque comparé à la méthode ED et aux autres

méthodes IRM. La méthode simplifiée du terme acoustique pourrait donc faciliter la

mesure de l’AVE par IRM et augmenter sa fiabilité. Cette étude a été publié dans

Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance en 2012 et a été présentée dans le

Chapitre V.

3. La troisième étude a démontré la faisabilité et la reproductibilité de la mesure de

l’AVE instantanée durant la systole. De plus, la pente d’ouverture de la valve

corrélait mieux avec le taux plasmatique de BNP et un score multiparamétrique de

risque lorsque comparé aux paramètres conventionnels de sévérité (AVE moyenne

et gradients). L’évaluation de la cinétique d’ouverture valvulaire par IRM pourrait

178

apporter une information pronostique supplémentaire par rapport aux paramètres

standards de sévérité de la sténose aortique. Cette étude a été soumise à European

Heart Journal - Cardiovascular Imaging et elle a été présentée dans le Chapitre VI.

4. Dans la quatrième étude, nous avons évalué et validé différentes méthodes pour

estimer l’amplitude tourbillonnaire in vivo par IRM. Le champ de vorticité

déterminé par la méthode de circulation de 8 points, la méthode plus commune, a

montré une moindre précision par rapport aux autres schémas de vorticité.

Richardson 4* et sa version compacte sont avérés les plus stables en utilisant les

données théoriques et in vivo. Cette étude a été acceptée à Journal of Biomechanical

Engineering et elle a été présentée dans le Chapitre VII.

Ces projets ont été possibles grâce à l’intégration de concepts et d’outils multidisciplinaires

permettant : a) la synergie des expertises cliniques, de génie biomédical et mécanique; b) la

réalisation des modèles in vitro compatibles avec l’IRM; c) le développement des outils

informatiques pour l’analyse et le traitement des données in vitro et in vivo d’IRM et d)

l’intégration des concepts physiques et numériques provenant de la mécanique des fluides

avec l’évaluation clinique de la sténose aortique.

179

IX. Discussion et implications cliniques

D’une manière générale, l’évaluation par IRM des patients atteints de SA s’avère pertinente

lorsque les mesures des paramètres de sévérité de la sténose par ED ne sont pas faisables ou

sont discordantes. Dans ce contexte, l’IRM pourrait permettre de confirmer la sévérité de la

sténose et fournir des informations additionnelles sur la cinétique valvulaire, la fonction

ventriculaire gauche et des nouveaux indices utilisant la mesure de vorticité.

Dans l’article I de cette thèse, nous présentons une étude qui est la première à voir effectué

une analyse de variabilité inter- et intra- observateur en répétant non seulement l’analyse

mais aussi l’acquisition des images chez les mêmes sujets. Dans c’est étude l’AVE a été

calculée en utilisant l’équation de continuité sous la forme AVE = VE / ITVAo, où le VE est

le volume d’éjection obtenu par la méthode d’intégration de débit par Simpson et IVTAo est

l’intégrale temps-vélocité dans l’aorte. Cette approche diffère de celle proposée par

Caruthers et al. [270], où l’AVE est calculé de la même façon qu’à l’ED, c’est-à-dire AVE

= ACCVG × IVTCCVG / ITVAo, où ACCVG est l’aire ou surface de la CCVG et IVT est

l’intégral temps-velocité, ainsi que des approches proposées dans d’autres études [292],

[304], [324], où le VE est calculé différemment (VE calculé par méthode volumétrique au

moyen de l’IRM ou par la méthode d’intégration de débit par Simpson dans l’aorte). Afin

de mieux expliquer et interpréter les résultats présentés dans l’article I, il convient de

discuter plusieurs points important décrit ci-dessous :

1. Détermination de l’ACCVG pour la mesure du volume d’éjection. Pour la mesure du

volume d’éjection et de l’AVE par ED, certaines études recommandent de mesurer

le diamètre de la CCVG pour le calcul de l’ACCVG au même endroit que la mesure

de vélocité donc environ 5-10 mm en dessous de l’anneau aortique (cf. figure IX-

1.A) [35]. Le désavantage avec cette méthode est que la section de la CCVG est

souvent ovale à ce niveau, ce qui invalide le principe de circularité qui est assumé

lorsqu’on calcule l’ACCVG. D’autres études suggèrent plutôt de mesurer le diamètre

de la CCVG au niveau de l’insertion des feuillets aortiques (c.à.d. au niveau de

l’anneau aortique) car la section de la CCVG est plus circulaire (cf. figure IX-1.B)

180

[92]. L’inconvénient avec cette méthode est que l’ACCVG n’est pas mesurée au

même endroit que la vélocité. Dans l’article I, l’ACCVG a été calculée par ED à partir

du diamètre mesuré au niveau de l’anneau aortique et elle a été mesurée par IRM à

12 mm en dessous l’anneau aortique. Cette étude a révélé que l’ACCVG mesurée à ce

niveau est le plus souvent elliptique, ce qui est en accord avec plusieurs études

antérieures [330–332], [334], [336]. Le fait que l’ACCVG n’est pas mesurée au même

endroit par ED et par IRM et que l’IRM mesure directement l’ACCVG alors que

l’ED calcule l’ACCVG à partir du diamètre peuvent expliquer pourquoi l’ACCVG était,

en moyenne, plus petite par ED que par IRM. Nous n’avons pas effectué de mesure

de l’ACCVG par IRM au niveau de l’anneau aortique. Il est donc impossible de

déterminer si une telle différence aurait aussi été observée en prenant la mesure au

même endroit, c’est-à-dire au niveau de l’anneau aortique.

Figure IX-1. Mesure du diamètre de la voie de chasse du ventricule gauche (CCVG). La figure A montre la mesure du diamètre la CCVG à 5-10 mm en amount la valve aortique, la mesure des vélocités se fait au même endroit. La figure B montre la mesure du diamètre de la

CCVG à l’insertion des feuillets de la valve et la mesure des vélocités se fait à 5-10 mm en amont de la valve aortique. Source : Modifiée de [35], [92].

181

2. Mesure de la vélocité dans la CCVG pour le calcul du volume d’éjection. La mesure

de vélocité par IRM est effectuée légèrement plus bas dans la CCVG (12 mm)

comparé à ce qui est fait par ED (5-10 mm); ceci pourrait contribuer à expliquer

l’obtention de vélocités plus basses par IRM versus ED. De plus, il existe des

limitations physiques et de standardisation de l’IRM pour l’estimation des

vitesses chez les patients avec SA. Les limitations physiques les plus importantes

sont : a) A causse du temps d’écho (TE) trop long, il y a un risque de perte de signal

liée à la turbulence de l’écoulement chez les patient avec SA sévère [381]; b)

l’utilisation d’une vélocité encodée (Venc) uniforme favorisant les vitesses plus

élevées réduit la résolution des faibles vitesses (en particulier dans la CCVG) et

produit un « retard » de phase, c’est-à-dire un décalage temporel [255], [265], ce

décallage, ainsi que d’autres problèmes d’inhomogénéité peuvent être corrigés au

moyen d’une caractérisation du système [255], [382]; c) correction des gradients de

Maxwell [258], [265] et d) résolution temporelle et résolution spatiale limitées,

respectivement 1mm×1mm×10mm et 30-40 ms. Dans le contexte clinique la mesure

de l’ITV aortique demande la prise de deux plans orthogonaux (LVOT et 2-

chambres) pour déterminer le plan de la vitesse maximale (vena contracta). Une

approche simplifiée a été proposée par Kilner et al. [262], [291], celle-ci propose

d’utiliser un plan de mesure à 10-15 mm en aval de la valve aortique pour mesurer

les vitesses. Cependant cette approche a été suggérée principalement pour quantifier

la régurgitation aortique. Ainsi, l’IRM présente plusieurs limitations physiques et de

standardisation qui pourraient affecter la mesure de vitesse et donc de volume

d’éjection dans la CCVG. D’un autre côté, l’ED présente aussi des limites car les

mesures de vitesse dépendent de l’ange entre le faisceau Doppler et la direction du

flot sanguin. De plus, à la différence de l’IRM, le volume d’échantillonnage

représente une portion limitée de la section de la CCVG. Ce dernier est, en général,

placé au centre de la CCVG car des études [383–386] ont suggéré que la vélocité

centrale serait plus représentative de la vélocité spatiale moyenne (le profil de

vélocité est, en effet, asymétrique : plus rapide le long du septum et plus lent le long

de la valve mitrale [voir figure IV-4, Article I]). Enfin, le tracé de vélocité sur les

182

images ED suit le sommet de l’enveloppe spectrale et représente donc la vélocité

maximale et non la vélocité moyenne. Sur le profil obtenu par Doppler pulsé dans la

CCVG, on assume, en général, que la vélocité maximale est proche de la vélocité

moyenne. Cependant, cette condition n’est probablement pas toujours vérifiée.

Ainsi, il existe plusieurs facteurs qui peuvent expliquer que l’ITV obtenue par IRM

soit plus basse que l’ITV obtenue par ED.

3. Détermination du volume d’éjection. Il y a plusieures méthodes pour estimer le VE

par IRM lesquelles sont décrites brièvement par la suite: a) Méthode similaire à

celle utilisée dans l’ED (VE = π × [diamètre CCVG / 2]2 × ITVCCVG), cette

approche a été initialement proposée par Caruthers et al. [270]; b) Méthode

volumétrique en utilisant une reconstruction 3D du VG à partir des images ciné

dans le court et long axe pour estimer les volumes télédiastoliques et télésystoliques

du VG et par conséquent le VE, celle-ci est considéré comme la méthode de

référence clinique mais elle n’est pas valable si il y a une régurgitation mitrale

significative ; c) Méthode de Simpson, celle-ci calcule le VE à partir de l’intégrale

en systole du débit cardiaque (Q[t] = Vmoyenne [t] × Surface du vaisseau [t], les

deux mesures étant effectuées au même endroit dans la CCVG. Il est important de

souligner que la méthode de Simpson IRM décrite ci-dessus et utilisée dans

l’Article I est différente de la méthode de Simpson parfois utilisée pour mesurer la

fraction d’éjection et le volume d’éjection par ED. Cette dernière est, en fait, une

méthode volumétrique 2D. L’étude décrite dans l’Article est la première qui utilise

la méthode de Simpson pour estimer le VE dans la CCVG. Les études précédentes

se sont servies de la méthode (a) ou (b) ou de la méthode (c) mais appliquée dans

l’aorte [270], [292], [304], [324]. Avec la méthode (a), on calcule le VE en

effectuant le produit des moyennes de la CCVG et de l’ITV, alors qu’avec la

méthode (c) on effectue plutôt la moyenne des produits, ce qui est plus rigoureux.

En fait, cette méthode est le pendant non invasif des mesures par débitmètre

ultrasonore ou électromagnétique. Malgré des différences entre l’IRM et l’ED pour

les mesures d’ACCVG et d’ITVCCVG, les Articles I et II rapportent de bonnes

concordances entre les VEs et AVEs mesurées par IRM versus ED Ceci peut

s’expliquer par le fait, qu’en moyenne l’ACCVG plus élevée à l’IRM comparée à

183

l’ED était compensé par une ITVCCVG. Cependant, le nombre de patients (et en

particulier celui de patients avec sténose sévère) inclus dans ces études était limité

et on ne peut pas exclure que la concordance entre les méthodes soient inférieure sur

un groupe de patients plus nombreux et plus hétérogènes en termes d’anatomie de

leur CCVG et de leur fonction VG. La mesure du VE et de l’AVE par IRM pourrait

s’avérer utile chez les patients ayant une discordance entre l’AVE (dans la plage

sévère) et le gradient (dans la plage modérée) mesurés par ED et en particulier chez

ceux pour lesquels il y a une suspicion de bas débit classique (avec FEVG abaissée)

ou paradoxal (FEVG conservée). Cependant, des études incluant un plus grand

nombre de patients, et en particulier de patients avec sténose sévère est nécessaire

pour confirmer l’utilité de la mesure d’AVE par IRM selon le principe de l’équation

de continuité.

L’article I a souligné certaines limitations et sources d’erreur potentielles de l’ED et de

l’IRM pour la mesure de l’AVE par la méthode de l’équation de continuité. A la lumière de

cette étude, il s’est avéré évident que les principales sources d’erreurs, que ce soit pour

l’ED ou l’IRM, sont principalement liées aux mesures dans la CCVG. Ces résultats ont

donc souligné l’importance de développer d’autres méthodes permettant de s’affranchir des

mesures de débit dans la CCVG.

La nouvelle méthode décrite dans l’article II propose d’utiliser seulement un plan de

mesure en aval de la valve aortique pour déterminer l’AVE. Cette méthode est basée sur le

terme source acoustique (TSA) et permet de délimiter l’AVE à l’aide de la couche de

cisaillement du jet transvalvulaire, une méthode simplifié qui ne nécessite pas le calcul du

champ de vorticité a été aussi proposée. Dans l’Article #1 et l’Article #2, nous avons

présenté des résultats d’analyse de corrélation et de concordance (Bland-Altman) entre

l’AVE mesurée par IRM selon la méthode de l’équation de continuité et l’AVE mesurée

par ED. Cependant les résultats présentés dans ces deux articles sont légèrement différents.

Ceci est lié au fait que le nombre de patients de la cohorte présentée dans l’Article #2 (37)

est différent de celui de l’Article #1 (31) et la plupart des patients additionnels étaient des

patients avec sténose sévère.

184

En l’absence de méthode étalon pour la mesure de l’AVE, il est difficile de conclure avec

certitude quelle est la méthode la plus précise pour mesurer l’AVE. De plus, il existe, d’une

façon générale, une assez bonne corrélation et concordance entre les différentes méthodes

IRM et entre les méthodes IRM et la méthode ED. Dans ce contexte, la faisabilité, la

simplicité et surtout la variabilité inter- et intra- observateur de la méthode sont également

importantes à prendre en compte dans la comparaison des différentes méthodes. A ce titre,

la méthode simplifiée du terme acoustique offrait la meilleure performance en ce qui

concerne la simplicité et la variabilité des mesures. A la lumière des études présentées dans

les Articles #1 et 2, il semble préférable d’utiliser la méthode simplifiée du terme

acoustique pour mesurer l’AVE par IRM. Cette méthode changeait la classification de

sténose sévère à sténose modérée ou vice versa chez 25% des patients (cf. figure IX-2). La

méthode simplifiée du terme acoustique peut être considérée dans les cas où la mesure

d’AVE par ED n’est pas faisable ou lorsqu’il y a des discordances avec les autres indices

écho-Doppler de sévérité de la sténose. Des études additionnelles sont nécessaires pour

confirmer l’utilité et l’applicabilité de cette nouvelle méthode IRM.

L’article III introduit une nouvelle approche pour mesurer l’AVE instantanée par IRM en

utilisant une version instantanée de l’équation de continuité, ce calcul étant difficile à

réaliser par ED. Cette méthode permet d’évaluer la cinétique d’ouverture et de fermeture

de la valve, laquelle pourrait apporter une valeur pronostique incrémentale par rapport à

l’AVE moyenne. D’ailleurs, dans l’étude présentée dans l’Article #3, la pente d’ouverture

de la valve mesurée par IRM corrélait mieux avec le taux plasmatique de BNP ou le score

de risque multiparamétrique que les indices standards de sévérité de la sténose aortique.

Cependant, il faut souligner que le nombre de patients inclus dans l’étude #3 était

relativement faible et il sera donc nécessaire de réaliser de nouvelles études avec un plus

grand nombre de patients et un plus long suivi afin de confirmer la valeur prognostique des

paramètres de cinétique d’ouverture/fermeture de la valve. Par ailleurs, le développement

de nouvelles séquences d’acquisition IRM permettant d’améliorer la résolution temporelle

serait importante afin d’améliorer la précision des mesures des paramètres de cinétique

valvulaire.

185

L’article IV présente l’évaluation de différentes méthodes pour estimer la vorticité in vivo à

partir des mesures de vélocité par IRM. À notre connaissance c’est la première étude IRM

qui valide ces méthodes pour l’utilisation clinique. Dans l’article II de cette thèse la

vorticité a été utilisée pour calculer le terme de source acoustique ce qui montre une des

applications potentielles du champ de vorticité. Les nouvelles technologies en ED et IRM

offrent la possibilité de mieux quantifier la vorticité et d’envisager son application en

clinique pour l’évaluation des maladies cardiovasculaires [280], [322]. L’étude présentée

dans l’article IV constitue une étape significative en ce sens.

Figure IX-2. Gradation de la sévérité de la sténose aortique. Aire valvulaire calculée par écho-Doppler (TTE) et par la méthode troncature

simple du champ de vitesse (SPVT).

Il est important de souligner que l’IRM est une modalité diagnostique complémentaire à

l’ED et destinée à des patients bien ciblés. Compte tenu du coût élevé et de la faible

186

disponibilité de cette technique d’imagerie, une utilisation rationnelle est essentielle. Nos

travaux ont démontré le potentiel des nouvelles méthodes et nouveaux paramètres mesurés

par IRM pour améliorer le diagnostic et la stratification du risque des patients avec SA.

Cependant, des études additionnelles incluant un plus grand nombre de patients sont

nécessaires avant d’envisager l’application clinique de ces nouvelles méthodes.

187

X. Travaux en cours et futurs

X.1. Évaluation de la fonction des prothèses valvulaires à ailettes

X.1.1 Évaluation de la cinétique d’ouverture des prothèses valvulaires

Dans l’article III, présenté dans cette thèse, nous avons proposé une nouvelle méthode pour

évaluer la cinétique de l’AVE en utilisant une version instantanée de l’équation de

continuité. Les indices proposés peuvent aussi être quantifiés en utilisant les méthodes

d’AVE proposées dans l’article III.

L’évaluation de la cinétique d’ouverture des prothèses mécaniques à deux ailettes pourrait

aussi donner des renseignements complémentaires sur la performance de la prothèse et la

détection précoce de dysfonction. La figure X-1 montre quelques exemples de cinétique de

l’AVE sur des patients avec prothèses mécaniques. La plupart présente une cinétique

d’ouverture rapide suivie d’un plateau plus ou moins long et d’une fermeture plus lente.

Figure X-1. Aire valvulaire effective instantanée in vivo de cinq modèles de prothèses mécaniques St-Jude.

0,0

0,5

1,0

1,5

2,0

2,5

3,0

3,5

4,0

0 20 40 60 80 100

AV

E (c

m2)

% Systole

St Jude 29 St Jude 27

St Jude 25 St Jude 23

St Jude 21

188

La cinétique d’ouverture pourrait aussi être appliquée à la position mitrale pour évaluer la

performance de la valve mitrale native ou d’une prothèse mécanique mitrale.

X.1.2 Évaluation des patrons de flux dans les orifices prothétiques

En plus, la présence d’une dysfonction de prothèse valvulaire peut être évaluée par IRM.

Une étude préliminaire in vitro explorant cet aspect est présentée à l’Annexe I.

En bref, cette étude évalue la performance du rapport de la vitesse en aval de l’orifice

central de la prothèse sur la vitesse en aval de l’orifice latéral pour détecter les dysfonctions

des prothèses mécaniques à ailettes. Les résultats obtenus ont montré que l’écoulement en

amont et en aval la prothèse est influencé de manière importante par le degré de

dysfonction. Nous pensons que cette méthode pourrait également aider au diagnostic

différentiel entre les dysfonctions de prothèse versus les problèmes de gradient localisé

dans l’orifice central.

X.2. Applications cliniques du terme source acoustique.

Dans l’article II, présenté dans cette thèse, nous avons proposé de nouvelles méthodes pour

évaluer l’AVE en utilisant le terme source acoustique (TSA) et sa version simplifiée. Ces

méthodes pourraient aussi être appliquées pour l’évaluation de l’AVE de la valve mitrale et,

comme suggéré précédemment, aux prothèses mécaniques et biologiques (Figure X-2).

Une autre application potentielle des nouvelles méthodes proposées est la quantification

de l’aire effective de l’orifice régurgitant pour quantifier la sévérité de régurgitation des

valves natives ou prothétiques. Cette application pourrait s’avérer particulièrement

importante dans le contexte des prothèses aortiques implantées par cathéter. L’incidence de

régurgitation paravalvulaire est assez élevée avec ce type de prothèse et des études récentes

189

ont montré que cette régurgitation paravalvulaire a un impact négatif sur la survie [113]. La

quantification de la sévérité de la régurgitation paravalvulaire par ED est particulièrement

difficile. L’IRM pourrait donc s’avérer particulièrement utile pour améliorer l’évaluation de

la régurgitation paravalvulaire des prothèses implantées par cathéter.

Figure X-2. Aire valvulaire effective par terme source acoustique. L’image (A) montre l’aire valvulaire

effective calculée sur une valve mitrale normale et l’image (B) montre le calcul sur une prothèse mécanique

aortique (St-Jude 29).

Figure X-3. Calcul de l’aire effective d’une coarctation de l’aorte par le terme source acoustique. L’image (A)

montre le calcul de l’aire effective d’une coarctation (aire effective théorique 1.6 cm2) en présence d’une

valve aortique tricuspide. L’image (B) montre le calcul de l’aire effective de la même coarctation en présence

d’une valve aortique bicuspide.

190

D’autre part, les méthodes proposées pourraient aussi être appliquées à d’autres

maladies cardiovasculaires comme la coarctation aortique. Actuellement, l’IRM est utilisée

pour l’évaluation des gradients transcoarctation. L’approche proposée permettrait de

quantifier, d’une manière analogue à la sténose aortique, l’aire effective de la coarctation

aortique. La faisabilité de cette approche a été évaluée, in vitro, par notre groupe de

recherche (Figure X-3).

Les méthodes présentées dans l’article II et celles décrites précédemment peuvent aussi

être appliquées en utilisant des mesures de vélocité en 4D comme montre la figure X-4.

Figure X-4. Aire valvulaire effective par terme source acoustique en utilisant des mesures de vélocité en 4D.

Patient avec sténose aortique sévère. Dans l’image en haut la vena contracta est définie par l’isosurface en

rouge du terme source acoustique. Dans l’image en bas une vue supérieur de la valve aortique avec

l’isosurface en rouge du terme source acoustique. Source : Courtoisie M. Markl, Radiology, Northwestern

University.

191

X.3. Évaluation de l’excentricité du jet transvalvulaire

Une étude récente réalisée par Sigovan et al. [387] suggère que l’évaluation de

l’excentricité du champ de vitesses dans l’aorte pourrait fournir des renseignements

importants dans le cadre de la dilatation aortique et la coarctation de l’aorte. Ceci a été

aussi validé dans le cas des valves aortiques bicuspides [388]. Cependant, l’approche

suggérée par Sigovan et al. [387] et par Hope et al. [388] nécessite la mesure de vitesse en

4D.

Notre équipe de recherche propose une approche 2D qui pourrait être plus facile à

appliquer. Cette approche suggère d’utiliser le champ de vitesses mesuré

perpendiculairement à l’écoulement sanguin le long de l’aorte et déterminer le déplacement

et l’angle du point de vitesse maximale par rapport au centre du vaisseau. Une évaluation

préliminaire a été réalisée en utilisant des mesures de vitesses au niveau de la valve

aortique (Figure X-5) avec des résultats prometteurs. Des résultats préliminaires ont été

présenté à la conférence annuelle de l’ISMRM 2012 [389].

Figure X-5. Mesure de l’excentricité du jet transvalvulaire. L’image (A) montre la vitesse du jet central.

L’image (B) montre un jet « mi-excentrique ». L’image (C) montre un jet excentrique. L’image (D) montre

les profils de vitesse correspondant à A, B et C. Le déplacement du jet de vitesse (d) et l’angle (α) ont été

mesurés à partir du centre du vaisseau.

192

XI. Annexe I

A New Index Measured by Cardiovascular Magnetic Resonance

Imaging to Detect Mechanical Heart Valve Malfunction

J. Garcia1, 2§, O. R. Marrufo3, A.O. Rodriguez3, P. Pibarot1, L. Kadem2

1 Québec Heart & Lung Institute, Laval University, Québec, Canada.

2 Laboratory of Cardiovascular Fluid Dynamics, Concordia University, Montréal, Canada.

3 Department of Electrical Engineering, Universidad Autonoma Metropolitana, Mexico DF,

Mexico.

§Corresponding author

IEEE-EMBS Annual Conference 2011; 1347-1350 ©.

193

XI.1. Résumé

Plus de deux tiers des chirurgies de remplacement valvulaire réalisés chaque année

utilisent des prothèses mécaniques à ailettes. Ce genre de prothèses présente des

complications telles que la formation de thrombus et/ou pannus qui peut compromettre la

fonction d’une ou des 2 ailettes. Il est important alors de développer des méthodes non

invasives permettant de détecter de façon précoce cette complication potentiellement fatale.

L’objectif de cette étude était d’évaluer la performance du rapport de la vitesse en aval de

l’orifice central de la prothèse sur la vitesse en aval de l’orifice latéral pour détecter les

dysfonctions des prothèses mécaniques à ailettes. Dans la présente étude, nous avons testé

à débit continu (1-8 L/min) et à débit pulsé (3, 5, 7 L/min) une prothèse mécanique normale

et lorsqu’une dysfonction de 50% et 100% existe sur l’une des ailettes. L’analyse des

images a été réalisée par imagerie de résonance magnétique cardiovasculaire pour

l’évaluation des gradients de pression transvalvulaires (GTV), aire valvulaire effective et un

nouveau paramètre représentent le rapport entre la vitesse dans la région centrale sur celle

dans la région latérale en aval de la prothèse. Les résultats obtenus ont montré que

l’écoulement en amont et en aval la prothèse est influencé de manière importante par le

degré de dysfonction. Le GTV n’a pas permis de détecter, à débit constant et pulsé, la

présence d’une dysfonction. Cependant le rapport vitesse centrale/latérale mesuré par IRM

a permis de détecter la présence d’une dysfonction en utilisant une seule acquisition des

vitesses transvalvulaires.

194

XI.2. Abstract

More than two thirds of valve replacement operations performed each year used

mechanical heart valve. These valves are subject to complications such: pannus and/or

thrombus formation. One other potential complication is a malfunction in one of the valve

leaflets. It is then important to develop parameters that will allow a non-invasive diagnosis

of such valve malfunction. In the present study, we evaluated under steady low flow (1-8

L/min) and pulsatile flow (3, 5 and 7 L/min) a bileafleat mechanical heart valve with

normal function, 50% and 100% malfunction in one valve leaflet. Image analysis was

performed using cardiovascular magnetic resonance imaging to evaluate transvalvular

pressure gradients (TPG), effective orifice area and a new index given by central/lateral

velocity ratio downstream of the valve. Our results showed that the flow upstream and

downstream of the defective valve is highly influenced by malfunction severity. TPG did

not allow detecting valve malfunction at low flow under steady and pulsatile conditions.

However, the new index given by central/lateral ratio allowed detecting the presence of

valve malfunction using a single transverse velocity measurement.

XI.3. Introduction

Approximately 250,000 valve replacement operations are performed annually around the

world and more than two thirds of these operations use mechanical heart valves (MHV)

[27]. However, these valves are subject to complications such as pannus and/or thrombus

formation causing malfunction in one or both valve leaflets. MHV malfunction has an

incidence of 0.2-6% patients/year [390] and prevalence for pannus ingrowth of 0.14-0.65%

patients/year [391]. MHV malfunctions are life-threatening events that require emergency

surgery and may be masked in presence of low cardiac output. It is then relevant to define a

method for accurately detecting MVH malfunction.

195

Although Doppler echocardiography is predominantly used to study blood flow

dynamics in the heart and great vessels and to assess cardiovascular diseases; this technique

however does not provide satisfactory results in about 20-30 % of the patients due to

inadequate acoustic window, angle-dependency of flow velocity measurement and other

technical pitfalls [35], [93]. It is often not enough efficient in detecting and quantifying

these malfunctions if the transvalvular gradient is high due to an intrinsic dysfunction of the

prosthesis or to a localized benign phenomenon due to the specific geometry of bileaflet

mechanical valves [188]. When Doppler echocardiography suggests the presence of valve

malfunction a cinefluoroscopy study is usually performed to confirm the motion of both

valve leaflets [193].

A recent numerical study suggests that phase-contrast cardiovascular magnetic

resonance (CMR) imaging may be useful to characterize MHV function [392].

Cardiovascular magnetic resonance imaging (CMR) techniques may help to overcome

Doppler echocardiography limitations because it enables the acquisition of the complete

flow map within the heart and great vessels. Hence, CMR may allow for an accurate

description and quantification of blood flow patterns in a variety of pathological conditions

[270], [280], [292], [353]. In particular, information about the flow velocity and volume is

crucial for the assessment of valvular hemodynamic.

The aim of this study was to examine the viability of CMR to detect in vitro MHV

malfunctions at steady low flow conditions and under pulsatile flow conditions.

XI.4. Method

XI.4.1 Experimental Setup

The in vitro setup consisted of a PC controllable pump generating steady flow (1 to 8

L/min) and pulsatile flow (3, 5 and 7 L/min, systolic time = 300 ms and heart rate = 70

bpm), a compatible module with CMR 3T magnet, a valve module to introduce a MHV in

196

the testing zone and a fluid reservoir (Figure VII-1). Flow rate was measured with a

Transonic flow probe 16A415 (accuracy: ±4%, on full scale) connected to a T206

Transonic flowmeter (Transonic, USA) and was calibrated using a standard flow measuring

method. A 65% saline and 35% glycerine (in volume) solution at room temperature was

used to mimic viscous proprieties of blood at 37°C [346]. The use of such Newtonian fluid

is justified by the fact that blood behaves like a Newtonian fluid in the ascending aorta

[347–349].

Figure XI-1. Schematic representation of the mock flow model.

XI.4.2 Flow Imaging Experiments

A bileaflet MHV (St Jude Medical Inc, MN, USA) with an inner diameter of 25 mm was

placed in the CMR valvular module. Steady and pulsatile flow rates were applied to a

normal and partially defective valves (50% and 100% leaflet opening). Malfunction was

generated using epoxy resin (ITW PolyMex S.A de C.V, Mexico) to mechanically block

one leaflet. The testing zone was placed at the center of the magnet during the tests and all

data were collected with the use of a clinical 3 Tesla magnetic resonance scanner with a

197

dedicated phase-array receiver coil (Achieva, Philips Medical Systems, Best, Netherlands).

An ECG patient simulator (model 214B, DNI Nevada Inc, USA) was used to synchronize

scanner gating with the PC controllable pump. A standard examination was performed by

initial acquisition of SSFP cine images in standard longitudinal and transverse plans for

acquisition planning. Phase-contrast retrospective examination was performed in standard

transverse plans 12 mm upstream and 10 mm downstream of to the MHV plan and

longitudinal plan perpendicular to the leaflets (Figure VII-2). CMR imaging parameters

consisted of: TR/TE of 17.99/3.97ms, flip angle 15°, 50 phases, pixel spacing 1.66 mm,

slice thickness 10 mm, acquisition matrix of 256x256 and encoding velocity (2 × maximal

velocity).

Figure XI-2. Velocity flow acquisition plans. Panel A shows the longitudinal plan of the mechanical heart

valve used for planning and for velocity measurements in the flow direction. Panel B shows the transverse

plan images of phase (velocity) and magnitude at 10 mm downstream the valve. Panel C shows the

transvalvular flow rate measured in the region of interest defined on red for a normal mechanical heart valve

under pulsatile flow conditions.

198

XI.4.3 Velocity Measurements

A custom-made research application was developed using Matlab software (Mathworks,

Natick, Ma) to process and analyze in vitro images [353]. Initial spatial resolution of CMR

images (initial resolution: 1.66 mm) was artificially improved by a factor of four using a

bicubic averaged interpolation (final resolution: 0.42 mm) and image stack was processed

to filter background noise. All image data was analyzed with specially written Matlab

programs (Mathworks, Natick, MA). Bernoulli’s simplified equation was used to compute

peak transvalvular pressure gradients (TPG):

TPG=Vmax2. (2)

where Vmax is the maximum velocity in m/s. Simplified continuity equation was used to

compute effective orifice area (EOA) under pulsatile flow:

EOA = SV / VTIAo (3)

where SV is the stroke volume determinated by 1/3 Simpson’s rule and VTIAo is the

velocity-time integral of maximal velocities downstream the valve at the aortic section.

Furthermore, a new index given by central and lateral velocity ratio was also computed as

parameter for evaluating valve malfunction [392].

XI.5. Results

Longitudinal and transverse velocity maps at different locations with a flow rate of 8

L/min are shown in Figure VII-3. The dashed line represents the location where long-axis

measurements were taken. It was possible to differentiate flow patterns from valve

malfunctions in all planes. A plot of TPG vs. steady flow rate is shown in Figure VII-4. In

general, we observed that TPG doubled for every 50% increase in valve malfunction.

Central/lateral velocity ratios vs. steady flow by valve malfunction severity were plotted on

199

Figure VII-5. Valve malfunctions induced a marked reduction in central/lateral velocity

ratio in transverse plan (Figure VII-5.A), 0.40 and 0.15 for 50% and 100%, respectively

and in longitudinal plan (Figure VII-5.B), 0.35 and 0.15 for 50% and 100%, respectively. A

plot of TPG vs. pulsatile flow rate is shown in Figure VII-6. Pulsatile TPG for valve

malfunction relayed closer at low flow and started to diverge at normal and high flow rate.

Central/lateral ratios vs. pulsatile flow rate are shown in Figure VII-7 for transverse plan

(panel A) and longitudinal plan (panel B). Longitudinal ratios were overshaped at low and

normal flow rate and relatively closer for high flow rate. Using transverse plan no

overlapping appeared for central/lateral ratios. Notice for both measurements plans,

central/lateral velocity ratio is clearly lower comparing with normal function valve.

Effective orifice areas computed using continuity equation were 2.15±0.19 cm2, 1.31±0.04

cm2 and 0.93±0.06 cm2 for normal valve, 50% and 100% malfunction, respectively.

Figure XI-3. Longitudinal and transverse velocity plans at 8 L/min steady flow for valve malfunctions.

Dashed line shows the longitudinal location for velocity measurements.

200

Figure XI-4. Transvalvular pressure gradient (TPG) measured at 10 mm downstream of the valve for different

malfunctions under steady flow conditions.

Figure XI-5. Central/lateral velocity ratios under steady flow conditions. Panel A shows the central/lateral

velocity ratios using transverse plan at 10 mm downstream of the valve. Panel B shows the central/lateral

velocity ratios using longitudinal plane at 10 mm downstream of the valve.

0

1

2

3

4

5

6

7

8

9

0 2 4 6 8 10

TPG

(m

mH

g)

Steady Flow (L/min)

MHV Normal

MHV 50% Blocked

MHV 100% Blocked

201

Figure XI-6. Transvalvular pressure gradient (TPG) measured at 10 mm downstream of the valve for different

malfunctions under pulsatile flow conditions.

Figure XI-7. Central/lateral velocity ratios under pulsatile flow conditions. Panel A shows the central/lateral

velocity ratios using transverse plan at 10 mm downstream of the valve. Panel B shows the central/lateral

velocity ratios using longitudinal plane at 10 mm downstream of the valve.

0

2

4

6

8

10

12

14

16

18

1 2 3 4 5 6 7 8

TPG

(m

mH

g)

Pulsatile Flow (L/min)

MHV Normal

MHV 50% Blocked

MHV 100% Blocked

202

XI.6. Discussion

This in vitro study showed that TPG is significantly increased in the presence of valve

malfunction. However, the values obtained were not clinically significant (TPG < 40

mmHg) [193]. This could be explained by the load used on this study that did not consider

physiological pressures and aortic compliance. However, this model is enough for

preliminary analysis of flow patterns produced by valve malfunction. The results presented

showed that at low flow rate, TPG should not be used to evaluate potential valve

malfunction because TPG remained closer to normal value. Interestingly, central/lateral

velocities ratio may indentify MHV malfunctions. In particular, transverse velocity analysis

allowed differentiating velocity ratios of valve malfunction. Velocity differences between

short and long axis measurements could be explained by leaflets’ turbulence, artefacts and

pressure recovery phenomena. However, a larger in vitro and in vivo evaluation is required

to validate this parameter under malfunction conditions.

The clinical relevance of this study is based on the fact that CMR may be used in

substitution of cinefluoroscopy for the evaluation of valve motion and the evaluation of an

eventual malfunction. Furthermore, in comparison with the cinefluoroscopy CMR allows

the hemodynamic evaluation of the valve at the same time and does not expose the patient

to ionizing radiation. Importantly, CMR may be helpful to detect valve dysfunction that is

often difficult to identify with the use of conventional Doppler-echocardiography or

cinefluoroscopic indices.

XI.7. Conclusions

In conclusion, cardiovascular magnetic resonance imaging assessment of flow patterns

and central/lateral velocity ratio may allow the detection of mild to severe mechanical heart

203

valve malfunction even at low flow rate. This new method may be useful to accurately

identify mechanical valve dysfunction that is often life-threatening.

XI.8. Acknowledgments

This work was supported by a NSERC grant (343165-07). Dr. Pibarot is the director of

the Canada Research Chair in Valvular Heart Diseases, Canadian Institutes of Health

Research, Ottawa, Ontario, Canada. J. Garcia and OR Marrufo are supported by

CONACYT (Mexico City, Mexico).

204

XII. Annexe II

Le TSA permet de différencier les zones de recirculation du jet transvalvulaire. Les

valeurs maximales du TSA au niveau de la vena contracta correspondent à la surface de

l’AVE. Cette annexe vise à montrer que les valeurs maximales du TSA correspondent aux

instabilités associées aux couches de cisaillement de l’écoulement transvalvulaire aortique.

Cette démonstration se réalise au moyen du théorème du point d’inflexion de Rayleigh.

XII.1. Théorème du point d’inflexion de Rayleigh

Pour obtenir le théorème classique du point d’inflexion de Rayleigh il faut considérer

l’équation non-visqueuse d’Orr-Sommerfeld :

(1)

avec la condition limite que f s’annule à la limite.

L’écoulement est considéré instable si c’est complexe. On peut donc considérer f complexe

et l’écrire comme suit :

(

) (2)

(

) (3)

Où * représente le complexe conjugué de l’opérateur. Après avoir multiplié (2) et (3) et

avoir soustrait (3) on obtient :

(

) (4)

Sachant que

205

(5)

On peut donc récrire (4) sous la forme suivante :

(

) (6)

Intégrant dans ±∞ comme suit :

∫

∫ (

)

On obtient par la suite :

∫ (

| | )| |

On peut remplacer c= cr+ici pour obtenir

∫ (

| | )| |

(7)

Pour avoir une instabilité il suffit ci>0, pourtant u’’ doit changer de signe pour être nul.

Cette observation est valable pour un écoulement dont le profil de vitesse a un point

d’inflexion (u’’ change de signe) et elle est connue comme le théorème du point d’inflexion

de Rayleigh.

XII.2. Interprétation physique du théorème de Rayleigh

L’interprétation physique du théorème du point d’inflexion de Rayleigh pour un

écoulement présentant une couche de cisaillement, la distribution de la vorticité est

déterminée par

206

c’est-à-dire quand U a un point d’inflexion, d2U/dy2=0, et la vorticité a un maximum local

(dans le cadre du TSA quand le TSA a un maximum local).

207

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