Modes destructifs

Le mode de destruction introduit par Eyding et al [52] étudie, à l’inverse de l’exemple précédent, la phase de destruction du PCUS sous l’effet d’une série d’impulsions destructrices. La cinétique de destruction des bulles de contraste est nécessairement fonction du nombre de bulles présentes dans un volume, elle permet donc de l'estimer de manière indirecte, et donc d'estimer un flux de microcirculation dans un voxel.

L'approche destructive présente l'intérêt majeur de pouvoir être réalisée dans un temps de l'ordre de la seconde, ceci permettant d'éviter les problèmes de quantification liés aux mouvements de la sonde.

La cinétique de destruction du produit de contraste n'a été modélisée que récemment. Eyding et associés ont proposé un modèle permettant de relier la destruction du produit de contraste au flux et au volume de micro-circulation [52]. Celui-ci est basé sur le modèle compartimental présenté plus haut, mais en prenant en compte le caractère discret de la destruction des bulles.

L'injection du PCUS se fait, là encore, de manière continue pour assurer une concentration constante au cours du temps dans l'ensemble des tissus.

) 1 .( . ) ( _{a v} .t t t C v e C = − −β Équation III-29

Chapitre III : Echographie de contraste Là encore le sang provenant des zones hors du champ de vue va apporter le produit de contraste. A la différence du mode précédent, le phénomène de destruction entre en concurrence avec le phénomène de perfusion.

En effet, l'acquisition d'une image va engendrer la destruction d'une certaine quantité de produit de contraste du fait de l'onde acoustique utilisée. Mais entre deux images, le flux de perfusion dans le tissu va amener du produit de contraste, suivant les constantes de temps de flux de circulation. Par ailleurs, le flux va également évacuer le PCUS présent dans le compartiment vasculaire. (Figure III-5)

Figure III-5 : Modèle CODIM

En absence de phénomène de perfusion, la destruction du PCUS peut se modéliser par une exponentielle décroissante, une fraction constante d du produit étant détruite à chaque image. L'intervention de la perfusion rend cette courbe plus complexe. La modélisation compartimentale permet d'appréhender le phénomène, mais n'est pas très pratique pour exprimer une destruction du PCUS qui n'est pas continue. En effet celle-ci n'intervient qu'à chaque impulsion envoyée, alors que le phénomène de perfusion intervient de manière continue.

Eyding et al ont donc proposé un modèle discret, calculant l'évolution du PCUS dans le volume sous la forme d'une série.

Dans ce formalisme, la concentration de PCUS dans un élément peut s'exprimer sous la forme : { _{14 24 4 34} 3 2 1 perfusion t p n destructio d efflux t p e c e e n c n c( +1)= ( )⋅ − ⋅∆ ⋅ − + ₀⋅(1− − ⋅∆ ) _{Équation III-30}

Chapitre III : Echographie de contraste

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où la concentration à l'image c(n+1) est fonction de la concentration précédente c(n), d'une part diminuée de l'effet destructif d et de l'efflux p du tissu et d'autre part augmentée de la perfusion p par les tissus environnants, dans un intervalle de temps

t

∆ qui est le temps entre chaque image. Cette suite peut s'écrire sous une forme plus réduite :

Le profil de la courbe obtenu est indiqué Figure III-5 (en rouge).

D'un point de vue pratique, on voit qu'il est important de bien choisir le taux de destruction. Si l'on détruit trop vite le produit de contraste, la décroissance exponentielle va être difficile à observer, et on ne pourra estimer le modèle que sur le plateau final et le point de départ. A l'inverse, une destruction trop faible va entraîner des temps d'acquisition trop longs. Cette vitesse de destruction dépend de la puissance de l'onde acoustique d'une part, mais également du taux d'acquisition des images. L'optimisation de ces deux paramètres se fait par rapport aux flux que l'on envisage d'observer. En pratique, ces paramètres sont réglés de manière empirique.

III.4.3.a Imagerie paramétrique

L'imagerie paramétrique qui a été développée pour ce type d'approche est basée sur un ajustement du modèle. Les paramètres extraits sont l'indice de destruction et l'indice de perfusion. Concrètement, l'indice de destruction n'a pas d"intérêt sinon de mettre en lumière les variations de la destruction en chaque point (conséquence des inhomogénéités de champ ultrasonore qui conditionne le taux de destruction, voir Figure III-5). L'indice de perfusion a pu être relié à la vitesse de microcirculation [52] notamment en distinguant la matière blanche de la matière grise en échographie de contraste cérébrale. ) 1 1 ( ) ( 1 1 0 −− ⋅ + ⋅ = − − x x y x c n c n n avec x=e−d ⋅e−p⋅∆t et _y=(1−_e−p⋅∆t) Équation III-31

Chapitre III : Echographie de contraste

III.5 Conclusion

Les nouveaux modes d'imagerie non-linéaires tirent parti des fortes non-linéarités des microbulles vis-à-vis de la fréquence et de la puissance de l'onde incidente. Les dernières innovations combinant notamment la modulation de puissance et la modulation de phase permettent de faire des images de bonne qualité en baissant l'index mécanique employé, ce qui permet de moins détruire le produit de contraste. Dans le cas où un fort index mécanique est tout de même nécessaire, les utilisateurs réduisent la fréquence d'acquisition pour limiter la destruction des microbulles et donc d’éviter de fausser la mesure de la concentration de produit de contraste.

Néanmoins la relation entre la concentration et le signal affiché à l'écran reste très incertaine. En effet il est généralement considéré que le signal acoustique mesuré suit une relation linéaire avec la concentration de PCUS. Ceci peut être vrai lorsque l'on intègre toutes les composantes fréquentielles du signal RF d'un écho, mais peut ne pas être vrai pour les harmoniques par exemple. En outre, le signal affiché et issu des modes harmoniques peut avoir une relation non-linéaire avec la concentration de PCUS, notamment dans le cas des modes de modulation de puissance. Cette relation n'est pas bien documentée, parce qu'elle dépend de chaque appareil, de chaque produit de contraste et également de la fréquence employée.

Enfin, les conditions même d'injection de PCUS interviennent sur le signal mesuré. Ainsi la concentration de produit de contraste dans la dose injectée n'est pas toujours bien définie (elle peut varier de 1 à 5.108 µbulles/ml pour une dose de Sonovue par exemple). En outre, Gorce et al [33] ont montré pour une même concentration, l'importance de la distribution en taille des bulles du PCUS. Or, au cours de l'injection à un sujet, il suffit de très peu de temps pour que le produit de contraste décante et que les plus grosses bulles se retrouvent en haut de la seringue et les plus petites en bas. Les protocoles visant à quantifier la concentration dans cette modalité doivent donc porter une grande attention à ces différents aspects.

C'est pourquoi le développement de modèles permettant de mieux comprendre la réponse du PCUS à une onde incidente est important, dans la mesure où ils permettent d'approcher la quantification et les incertitudes de mesure.

Chapitre IV : Evaluation de l’imagerie paramétrique en échographie de contraste

IV Evaluation de l'imagerie paramétrique en