Quantification

La quantification de débits sanguins à partir de l’imagerie ultrasonore Doppler repose géné-ralement sur la multiplication de la section estimée du vaisseau par une vitesse représentative de l’écoulement, et se base sur l’hypothèse d’un écoulement constant. La plupart des auteurs calculent les débits à partir d’une vision longitudinale du vaisseau sanguin étudié.

Plusieurs méthodes ont été proposées afin d’obtenir une valeur de la vitesse de l’écoulement (Evans, 2000). La vitesse d’écoulement peut être calculée à partir du spectre fréquentiel, en utilisant par exemple un seuil du contenu énergétique (Brown et al. (1985), Poepping et al.

(2004)) ou la pente de la puissance intégrée du spectre (Steinmanet al., 2001). Une méthode proposée par Fantini et al.(2016) consiste à utiliser deux sondes de chaque côté du vaisseau et à mesurer le délai de propagation de l’onde dans chacun des deux sens, pour aboutir à une quantification directe du débit. Cependant, cette méthode est invasive car elle nécessite d’isoler le vaisseau sanguin. L’utilisation de plusieurs transducteurs mono-éléments afin de quantifier les vitesses a été suggérée par Ashrafzadehet al.(1988). Par ailleurs, une équation se basant sur le spectre fréquentiel et tenant compte de l’élargissement spectral du signal réfléchi dans le tissu a été utilisée par Tortoliet al.(2006). Il est important de noter, cependant, que dans le cas d’un écoulement sanguin, il existe une gamme de vitesses répondant à un profil non-linéaire, souvent estimé comme parabolique, avec une valeur plus importante au centre du vaisseau. Dans ce dernier cas, la vitesse moyenne peut être estimée comme la moitié de la vitesse maximum de l’écoulement (Dorsaz et al., 1997). Cet effet se traduit par un élargissement spectral dans le spectre Doppler, qui se produit également dans des conditions de turbulence.

Si un diffuseur parcourt une distanceΔzdans la direction de l’onde émise entre deux émissions, l’écho généré sera identique avec cependant un décalage temporel dans la position de l’écho dû à son mouvement. La méthode de calcul que est la plus utilisée a été initialement proposée par Kasai et al.(1985) et compare les signaux reçus d’émissions successives, pour différents décalages temporels, à l’aide d’une fonction d’auto-corrélation. La valeur de cette fonction est maximum lorsque la similitude entre les deux signaux est optimale, ce qui se produit pour le décalage temporel correspondant à la vitesse du diffuseur dans la direction de l’onde. Cette méthode a été testée par Barber et al. (1985) qui ont confirmé la validité de son application dans le cadre de l’imagerie ultrasonore Doppler. Il s’agit de la méthode de quantification des vitesses utilisée dans ce projet et correspond à l’équation suivante :

ω = 1 T arctan

∑^N_i=1Q(i)I(i−1)−I(i)Q(i−1)

∑^N_i=1I(i)I(i−1)−Q(i)Q(i−1) (1.9) Oùωreprésente la fréquence angulaire du signal Doppler,T est le temps entre les ondes émises etNcorrespond au nombre de signaux acquis pour une image Doppler. Notons que l’équation d’auto-corrélation peut être affectée par du bruit corrélé (Evans, 2000).

Il est nécessaire de connaître l’angle d’insonification pour calculer les débits sanguins. Pour une application cardiaque, Storaaet al. (2001) ont suggéré de se baser sur le mouvement du myocarde pour connaître la direction de l’écoulement. Une autre méthode proposée par Fish (1981) consiste en l’acquisition de deux images à deux positions différentes du vaisseau pour ensuite retracer sa géométrie, mais cela nécessite un déplacement précis et connu de la sonde.

Une technique régulièrement employée repose sur la rotation de la sonde jusqu’à la disparition du signal Doppler, ce qui indique la perpendicularité entre le plan de la sonde et la direction de l’écoulement. Malheureusement, certaines limitations telles que le manque de précision dans l’estimation de la perpendicularité et dans la rotation de la sonde autour d’un axe fixe rendent cette option peu précise. L’utilisation simultanée de deux sondes insonifiant le même point peut par ailleurs combiner les informations de vitesse et de direction de l’écoulement (Gill, 1985). Dans l’ensemble, l’angle d’approche de l’onde ultrasonore est difficile à évaluer

avec précision et peut avoir des répercussions importantes sur la précision de la vitesse de l’écoulement calculée.

Le dernier paramètre à évaluer pour quantifier le débit est la section du vaisseau par l’inter-médiaire de son diamètre, généralement déterminé à partir d’une image en mode B dans un plan longitudinal du vaisseau, en utilisant ses parois comme délimitations. Mais pour les plus petits vaisseaux, il est difficile de visualiser et donc d’estimer le diamètre correspondant (Pin-ter & Lacefield, 2009). Selon l’application souhaitée, le diamètre moyen sur un cycle cardiaque peut être utilisé (Râdegran, 1997). Si la position dans le cycle est importante, l’imagerie peut être déclenchée par l’électrocardiogramme et répartie sur plusieurs cycles si nécessaire, provo-quant une diminution des erreurs de position d’un facteur 10 (Liuet al., 2006).

Enfin, une méthode de visualisation des débits sanguins, appelée "B-flow" (Figure 1.25), a été proposée (Henri & Tranquart, 2000). Elle consiste en l’émission de deux ondes ultrasonores codées avec une polarité opposée. Les deux échos sont similaires pour les structures fixes, mais varient pour les pixels contenus dans la région de l’écoulement qui sont donc amplifiés.

Le reste de l’algorithme de reconstruction est similaire au mode B. Le signal de l’écoule-ment augl’écoule-mente avec sa vitesse et lorsque l’angle formé avec l’onde ultrasonore émise diminue (Henri & Tranquart, 2000). Afin de conserver une cohérence suffisante entre les échos reçus depuis deux images successives, la fréquence d’imagerie doit être suffisamment élevée, au mi-nimum à 1 kHz (Yiu & Yu, 2013). On obtient finalement une caractérisation en temps réel, où l’on visualise la propagation du sang dans les délimitations du vaisseaux, de manière si-milaire au mode Doppler de couleur. Une imagerie en mode B complète la reconstruction en fournissant des repères anatomiques. Le mode B-flow est particulièrement efficace pour distin-guer des écoulements de forte pression à l’issue de sténoses caractérisés par une forte intensité en niveau de gris, ainsi que les turbulences (Wang et al., 2005). Un principal avantage réside dans la visualisation simultanée de l’image en niveau de gris et l’écoulement à l’intérieur du vaisseau sanguin, ce qui évite la superposition avec l’imagerie Doppler de couleur ou de puis-sance qui peut recouvrir partiellement les parois du vaisseau et provoquer des erreurs lors de la quantification de diamètres par exemple. De plus, la génération d’images contenant

simul-tanément les données anatomiques et la vascularisation permet d’augmenter considérablement la fréquence d’imagerie et obtenir une résolution temporelle importante. Cependant, cette mo-dalité ne donne pas accès à une quantification des vitesses ou au sens de l’écoulement, ce qui ne permet pas de différencier les veines des artères. Il est également difficile d’observer des vaisseaux sanguins à une profondeur importante (Oktaret al., 2006).

Figure 1.25 Image en mode B-flow d’une artère carotidienne. Image tirée de Henri & Tranquart (2000)