Cardiogramme
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Echocardiographie Doppler

L’effet Doppler

L’effet Doppler (JC. Doppler, 1842) est un changement de fréquence qui intervient dans les ondes sonores ou lumineuses lorsque la source d’émission ou l’observateur sont en mouvement l’un par rapport à l’autre. Lorsqu’elle se déplace dans le sens du son émis, la source du signal avance un peu entre deux ondes sonores, si bien que la deuxième onde est émise dans une position plus rapprochée de la première puisque la vitesse de déplacement des ondes sonores (c) est constante (elle ne dépend que du milieu). L’onde est comprimée et sa longueur d’onde diminue ; de ce fait sa fréquence augmente (c = f · λ) et le son paraît plus aigu. L’inverse se produit lorsque la source s’éloigne. L’effet Doppler est défini par la différence entre la fréquence émise (f0) et la fréquence reçue (fr) :

∆f = (V · f0) / c où V est la vitesse de la source
V = (∆f · c) / f0

Dans le cas de l’échocardiographie, on observe le déplacement d’une cible (cellules sanguines) par rapport à la source qui est fixe (transducteur). L’effet Doppler a donc lieu à l’aller et au retour de l’onde émise et réfléchie par la cible en mouvement :

V = (2 ∆f · c) / f0

L’intensité de l’effet Doppler est fonction de l’angle (θ) entre la direction de la cible et celle des US (Figure 25.9) :

V = (2 ∆f · c) · cos θ / f0

Le cosinus d’un angle de 0° est 1, mais celui d’un angle de 90° est 0. Le maximum de l’effet Doppler est obtenu lorsque l’axe d’analyse est le même que celui du déplacement de la cible ; il est nul lorsque les deux axes sont perpendiculaires. Cela signifie que l’effet Doppler permet d’estimer les vélocités pour autant que l’axe des US émis soit voisin de celui du sang ou du tissu observé. Tant que l’angle ne dépasse pas 20°, l’erreur induite est inférieure à 6% et reste acceptable. Elle ne l’est plus au-delà. Il existe donc trois différences fondamentales entre l’imagerie bidimensionnelle et l’analyse des flux par effet Doppler :

  • Le Doppler observe des variations de fréquence, alors que l’image 2D est construite à partir de différences d’amplitude dans les échos ultrasonores ;
  • La meilleure analyse Doppler est réalisée en étant parallèle au déplacement de la cible, alors que les meilleures images 2D sont obtenues en étant perpendiculaire à la structure observée ;
  • Pour avoir une meilleure résolution 2D on utilise une fréquence d’émission élevée (8-12 MHz), alors que la vélocité analysable au Doppler augmente si la fréquence d’émission est basse (f0 = 3-4 MHz) puisque la f0 est au dénominateur de l’équation.

Comme la vélocité (V) du sang varie de 0.2 à 6.0 m/s, que la fréquence d’émission (f0) est de 2-12 MHz et que la vélocité des US (c) est de 1’540 m/s, l’effet Doppler (∆f) est de 4-10 KHz, soit dans les fréquences audibles. C’est le son que l’on obtient dans le haut-parleur lorsqu’on branche la fonction Doppler.

 

Effet Doppler
L’effet Doppler détermine la vitesse de la cible par la différence entre la f émise et et la f réfléchie
L’effet Doppler est maximal si l’axe des ultrasons est parallèle à celui du flux examiné
La tolérance maximale dans l’angle entre les US et le flux est 20° (erreur 6%)

 

 


Affichage spectral

Sur l’écran, on peut afficher l’effet Doppler sous forme de flux couleur ou d’analyse spectrale. Cette dernière transforme une onde complexe dans ses fréquences primaires par transformation de Fourrier, comme on décompose un accord musical dans ses différentes notes. Elle affiche ensuite le spectre de puissance de ces différentes fréquences. C’est une représentation du flux sous forme d’une courbe de vélocités par rapport au temps (Figure 25.10). Les vélocités apparaissent au dessus de la ligne de base lorsque le flux se dirige vers le capteur, et en dessous lorsqu’il s’en éloigne. L’intensité du trait (échelle de gris) est fonction du nombre d’hématies se déplaçant à cette vitesse ; sa largeur (épaisseur) représente le spectre des différentes vélocités enregistrées à cet endroit. Le trait est fin lorsque le flux est laminaire, alors qu’il est épais, voir entièrement rempli, lorsque le flux est inhomogène ou turbulent.

 

Doppler pulsé et Doppler continu

Il existe deux types de fonctionnement du transducteur pour l’analyse Doppler (Figure 25.11):

  • Le système pulsé émet de brefs trains d’ondes et n’écoute l’écho en retour qu’après un délai définissant la profondeur; il permet une localisation précise de la cible, mais est très limité dans sa capacité à percevoir les hautes vélocités (Vmax: 0.8 à 1.5 m/s selon la profondeur). Le Doppler couleur est une application du Doppler pulsé.
  • Le système continu est le couplage d’un émetteur et d’un récepteur qui fonctionnent tous deux de manière continue; il peut analyser toutes les vélocités, mais sans distinction de profondeur puisqu’il n’attend pas le retour de l’écho pour en mesurer la distance.

La vélocité maximale (Vmax) enregistrable par le Doppler pulsé dépend du temps d’écoute ; elle est donc inversement proportionnelle à la profondeur de la cible. Elle augmente si l’on utilise une basse fréquence d’émission (f0). La Vmax passe de 2.3 m/s à 8 cm de profondeur et 2.5 MHz à 0.6 cm à 16 cm de profondeur et 5.0 MHz. Le Doppler pulsé permet donc de localiser précisément l’endroit où est analysé l’effet Doppler, mais est limité dans les vélocités qu’il peut enregistrer en fonction de sa PRF. Au contraire, le Doppler continu a une PRF infinie puisqu’il émet et reçoit en permanence ; il peut donc enregistrer toutes les vélocités sur son axe d’analyse, y compris les Vmax élevées, mais ne peut pas les localiser puisqu’il n’attend pas le retour de l’écho pour en définir la profondeur (Figure 25.10C).

 

Capteurs Doppler
Doppler pulsé : localisation précise de la cible mais limitation dans la Vmax enregistrable (< 1.5 m/s)
Doppler continu : pas de limitation de Vmax enregistrable mais impossibilité de connaître la localisation de cette Vmax sur l’axe des ultrasons

 

 


Affichage couleur

Le Doppler couleur est une application particulière du Doppler pulsé, mais, au lieu d’analyser le spectre complet des vélocités en un seul point, il ne mesure que le vecteur de vélocité (direction et vélocité moyenne du flux) en une multitude de point. Il attribue ensuite une couleur selon la direction du flux : bleu s’éloigne du capteur et rouge-orange s’en rapproche ; l’intensité de cette couleur est fonction de la vélocité moyenne ; foncée aux basses vélocités, elle devient claire aux vélocités élevées (Figure 25.7). Lorsque le flux est laminaire, la vélocité moyenne est identique à la Vmax. Un système d’autocorrélation entre les points d’analyse permet de définir si le flux est laminaire ou tourbillonnaire. Le flux tourbillonnaire apparaît comme une mosaïque de vélocités différentes. Cette analyse mobilise une capacité de calcul considérable qui ralentit la cadence d’affichage des images à l’écran et qui est fonction de la surface d’échantillonnage. C’est pourquoi il est important de rétrécir la fenêtre d’analyse du flux couleur à la zone d’observation la plus petite possible, pour conserver une vitesse d’affichage correcte.

Différents codes couleur sont possibles. En salle d’opération, il est bon d’utiliser un affichage très contrasté des couleurs à cause de la forte luminosité ambiante. Le code est représenté sous forme d’une barre verticale de couleur en haut de l’écran (Figure 25.12). Le chiffre affiché aux extrémités de cette barre est la vélocité moyenne la plus élevée enregistrable sans recouvrement spectral (voir aliasing). Cette échelle doit être adaptée aux flux observés. Si elle est basse, on augmente la sensibilité aux basses vélocités, mais on perd de la précision sur les hautes vélocités parce qu’il apparaît trop de tourbillons, comme un haut-parleur sature lorsque le son est mal réglé ; on augmente artificiellement la dimension des jets à travers les valves. Si elle est réglée sur des vélocités trop élevées, les flux de basses vélocités disparaissent et les flux paraissent plus petits. Comme le Doppler coupleur est une forme de Doppler pulsé, la plus haute vélocité enregistrable dépend de la profondeur d’examen.

L’image couleur affichée sur l’écran est une cartographie des vélocités, mais ne représente pas le volume sanguin réel. Dans une insuffisance mitrale, par exemple (Figure 25.12C), la dimension du jet dans l’OG est proportionnelle à la vélocité du jet de régurgitation, qui est fonction du gradient de pression entre le VG et l’OG et qui est inversement proportionnelle à la dimension de l’orifice. D’autre part, l’imagerie bidimensionnelle réalise une tomographie et n’affiche la dimension du jet que dans un plan. Alors que des jets centraux ont en général une symétrie circulaire (Figure 25.12C), les jets excentriques qui butent contre une paroi ont une géométrie très variable qui n’apparaît pas dans le plan de coupe (Figure 25.7C). Le gain doit être réglé de manière à faire juste disparaître les petites taches colorées qui apparaissent en-dehors des cavités cardiaques et des vaisseaux lorsqu’il est excessif.

 

Doppler couleur
L’image du flux couleur est une cartographie des vélocités moyennes
La dimension du jet couleur est fonction de l’échelle de vélocité et du gain
Echelle de vélocité et gain doivent être réglés en fonction du flux observé

 

Recouvrement spectral (aliasing)

Le recouvrement spectral est une interférence qui survient chaque fois qu’un système pulsatile observe un autre système pulsatile et que leurs fréquences vibratoires sont voisines. L’exemple classique est celui de la roue qui paraît s’immobiliser puis tourner lentement à l’envers lorsque sa vitesse de rotation (tours/s) est voisine puis dépasse celle de l’échantillonnage de la caméra (images/s) : c’est le phénomène du recouvrement spectral, ou aliasing. Si la roue tourne à la même vitesse que la caméra, elle fait un tour complet entre deux images et se retrouve dans la même position à l’image suivante ; elle paraît immobile. Si la roue tourne à la moitié de la vitesse de la caméra, elle fait un demi-tour entre deux images ; la caméra voit qu’elle a tourné, mais ne peut pas dire dans quel sens puisque les rayons de droite sont à gauche et vice-versa, mais en positions symétriques. Si la roue tourne 1.25 fois plus vite que la caméra, elle a fait un tour et quart entre deux images, et donne l’impression d’avoir tourné en sens inverse d’un quart de tour. En échocardiographie, la fréquence de l’effet Doppler (∆f = 4’000-10’000 cycles/s) est très proche de la fréquence de travail de la machine (PRF = 1’000-6’000 cycles/s). Si la cadence d’échantillonnage est très supérieure à la fréquence de l’onde examinée, la reproduction de cette dernière est satisfaisante, mais si les deux fréquences sont voisines, l’échantillonnage donne une représentation fausse et beaucoup plus lente de l’onde d’origine (Figure 25.13). Pour enregistrer correctement une vibration, le signal doit être échantillonné au moins deux fois par cycle ; la PRF doit donc être supérieure ou égale à deux fois la fréquence Doppler (PRF ≥ 2 ∆f). En d’autres termes, la fréquence Doppler maximale enregistrable sans recouvrement spectral est égale à la moitié de la PRF (∆f = PRF / 2). Cette limite est appelée limite de Nyquist. Elle représente la plus haute vélocité enregistrable sans aliasing dans les conditions données de profondeur et de PRF. Elle concerne le Doppler pulsé et le Doppler couleur, mais non le Doppler continu qui n’est pas un système d’observation pulsatile.

Au Doppler spectral, l’aliasing apparaît sous forme d’une amputation de l’extrémité du spectre, qui est représentée à l’autre extrémité de l’échelle. Au Doppler couleur, il se présente comme un saut brusque de couleur d’une extrémité du spectre à l’autre (Figure 25.14). Pour diminuer cet effet, il faut augmenter la vélocité maximale enregistrable par les moyens suivants :

  • Diminuer la fréquence d’émission (f0) du transducteur ;
  • Diminuer la profondeur d’examen ;
  • Diminuer le champ d’examen (fenêtre couleur) ;
  • Augmenter l’échelle de vélocité moyenne ou modifier la ligne de base dans le sens opposé au flux sur la barre couleur ;
  • Diminuer le packet size ;
  • Utiliser une technique de Doppler pulsé à plusieurs fenêtres d’échantillonnage (High-PRF PWD).

Plusieurs phénomènes sont des causes d’erreur dans l’interprétation du Doppler couleur ; ils peuvent être limités par des réglages adéquats de la machine :

  • Le recouvrement spectral fait croire à un flux inversé ; régler la profondeur minimale et l’échelle de vélocité moyenne ou la ligne de base (barre couleur) ;
  • Le gain couleur est excessif (flux en-dehors des vaisseaux) ou insuffisant (absence de flux visible) ;
  • L’échelle de vélocité est trop basse (flux normaux apparaissant tourbillonnaires) ou trop élevée (absence de flux de basse vélocité) ; l’échelle doit être réglée en fonction du flux observé ;
  • Le flux couleur est une cartographie des vélocités, non une représentation du volume sanguin ;
  • La précision du Doppler couleur est fonction de l’angle entre le flux et l’axe des ultrasons ;
  • La distribution du flux dans les vaisseaux n’est pas homogène ; selon la position de la fenêtre de lecture au sein de l’artère pulmonaire ou de la chambre de chasse du VG, la vitesse du flux varie respectivement de 40% et de 100%.

 

Aliasing (recouvrement spectral)
Lorsqu’un système pulsatile observe un autre système pulsatile de fréquence voisine, l’image observée est correcte pour autant que la fréquence d’observation soit plus de 2 fois celle de l’objet observé
Limite de Nyquist pour l’effet Doppler : ∆f = PRF / 2
Sur l’écran, l’aliasing se traduit par un renversement dans l’échelle de couleur

 

La suite...