25.2.4 Echocardiographie Doppler

L’effet Doppler

L’effet découvert par Christian Doppler en 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 [1]. Tout le monde connaît l'effet Doppler: le sifflet d'une locomotive ou la sirène d'une ambulance ont une tonalité élevée lorsque le véhicule se rapproche et une tonalité plus basse lorsqu'il s'éloigne. 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 (Δf) entre la fréquence émise (f0) et la fréquence reçue (fr) : Δf = fr – f0 = (V • f0) / c, où V est la vitesse de la source. Cette vitesse de déplacement peut être aisément calculée:

        V   =  (Δf  •  c) / f0

Dans le cas de l’échocardiographie, on observe le déplacement d’une cible (cellules sanguines, tissus) par rapport à la source qui est fixe (transducteur) (Figure 25.15A). 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 Δf  •  c) / f0



Figure 25.15 : Illustration du calcul de la vélocité d’un objet par effet Doppler. A: le transducteur émet un paquet d’ondes d’une fréquence de base f0 (temps t1). Lorsqu’il est réfléchi par la cible en mouvement (t2), sa fréquence est modifiée et il revient en direction de sa source avec une fréquence différente (fr) (t3). La différence de temps (t3 – t1) permet de localiser la cible, et la différence de fréquence (fr – f0) permet d’en connaître la vitesse de déplacement (V) ; c est la vitesse de progression des ultrasons (1'540 m/sec dans les tissus). B : Illustration du calcul de la vélocité d’un objet par effet Doppler. Dans la formule Doppler, intervient le cosimus de l’angle (θ) entre la direction de déplacement de la cible et la celle du faisceau d’ultrasons. La précision dans la mesure de la vitesse de la cible devient insuffisante lorsque cet angle est > 20°.

L’intensité de l’effet Doppler est fonction de l’angle (θ) entre la direction de la cible et celle des ultrasons (Figure 25.15B) :

        V   =  (2 Δf  •  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 ultrasons 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.
 

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 ultrasons (c) est de 1'540 m/s dans les tissus mous, l’effet Doppler (Δf) est de 4-12 KHz, soit dans les fréquences audibles. C’est le son que l’on obtient dans le haut-parleur de l'échocardiographe lorsqu’on branche la fonction Doppler. Sa tonalité ressemble à celle d'un souffle ausculté au sthétoscope.

 
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 (fast Fourrier transform), 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. 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 (Vidéo et Figure 25.16).


Vidéo: exemple d'affichage spectral; le déroulement dans le temps du flux mitral montre que celui-ci est homogène (enveloppe fine de la courbe), que sa Vmax voisine 0.6 m/s et que la composante E varie avec la respiration.

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. Le trait est fin lorsque le flux est laminaire, alors qu’il est épais, voir entièrement rempli, lorsque le flux est inhomogène ou turbulent (Figure 25.17) [2].



Figure 25.16 : Construction de l'affichage spectral. La courbe est faite d'innombrables petites cases dont l'intensité va du gris foncé (peu d'hématies) au gris clair (beaucoup d'hémates); elle est fonction de l'intensité de l'écho en retour, qui dépend elle-même du nombre de cibles se déplaçant à la vélocité correspondante. Chaque case correspond à une vélocité déterminée à un instant déterminé. Si toutes les hématies se déplacent à la même vitesse à un instant donné, le trait n'est constitué que d'une seule case gris très clair. Si au contraire le flux est inhomogène ou tourbillonnaire, de nombreuses vitesses de déplacement coexistent au même moment; le trait est constitué de nombreuses cases, comme au pic de vélocité sur l'image (flèche jaune).



Figure 25.17 : Exemples d’affichage Doppler spectral. A : flux veineux pulmonaire au Doppler pulsé avec ses deux composantes systolique (S) et diastolique (D) ; il apparaît au-dessus de la ligne de base parce que le flux se dirige vers le capteur; il présente une enveloppe très mince parce que le flux est laminaire et homogène. B : flux veineux pulmonaire au Doppler pulsé ; le flux est inhomogène et l’image spectral ne présente pas d’enveloppe nette mais un tracé presque plein, indiquant la présence d’une grande variétés de vélocités différentes (flux tourbillonnaire). C : flux d’une sténose aortique au Doppler continu ; il est situé en dessous de la ligne de base puisque le flux s’éloigne du capteur oesophagien situé en position transgastrique. La vélocité maximale est 4.7 m/s. On voit en superposition la vélocité dans la chambre de chasse du VG (Vmax 1.2 m/s), parce que le Doppler continu enregistre toutes les vélocités dans son axe de mesure.

Il existe quatre modalités différentes dans l'application de l'effet Doppler à l'échocardiographie.
 

• Le Doppler continu;
• Le Doppler pulsé;
• Le Doppler couleur;
• Le Doppler tissulaire.

L'imagerie Doppler est habituellement superposée à l'imagerie bidimensionnelle pour en faciliter l'interprétation, mais ceci implique une grande quantité de données à traiter simultanément par l'ordinateur de l'échographe. La conséquence est un ralentissement au détriment de l'image 2D, qui est renouvelée à une fréquence basse sur l'écran.

Doppler pulsé et Doppler continu

Ces deux types de fonctionnement du transducteur pour l’analyse Doppler offrent des prestations différentes (Figure 25.18) [3]:
 

• Le transducteur du système pulsé alterne entre émission et réception. Il émet de brefs trains d’ondes et n’écoute l’écho en retour qu’après un délai définissant la profondeur de la zone écoutée; celle-ci est définie par le volume d'échantillonnage d'une longueur axiale de 5-7 mm, positionné le long de l'axe Doppler par l'opérateur. Du fait de l'alternance émission-réception, le décalage maximal de fréquence (ou la vélocité maximale) qu'il peut enregistrer est limité à la moitié de sa fréquence de travail (PRF, pulse repetition frequency). Il permet une localisation précise de la cible, mais il est restreint 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 n'est pas limité dans les vélocités qui'il peut analyser, mais il le fait sans distinction de profondeur puisqu’il n’attend pas le retour de l’écho pour en mesurer la distance.

Figure 25.18 : Doppler continu et pulsé. A : le Doppler continu émet et reçoit simultanément par deux groupes de cristaux séparés travaillant en parallèle. B : le Doppler pulsé émet un train d’onde et attend le délai nécessaire à écouter l’effet Doppler à un point précis défini par la profondeur de l’échantillonnage. C : le temps d’écoute correspond au volume de l’échantillon (longueur axiale 5-7 mm).

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 enregistrable est de 2.3 m/s à 8 cm de profondeur et 2.5 MHz, mais de seulement 0.6 cm/s 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 (pulse repetition frequency) (voir Fonctionnement de l'échocardiographe). 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 25.19) [2]. Seul l'observateur sait à quelle zone anatomique correspond la vélocité maximale enregistrée sur l'axe des ultrasons.



Figure 25.19 : Affichage spectral des Doppler continu et pulsé. A : analyse du flux veineux pulmonaire au Doppler pulsé. L'échantillonage a lieu à la racine de la veine pulmonaire supérieure gauche (VPSG), au bord droit de l'écran en vue basale à 0°; comme le flux est laminaire et très homogène, l'affichage spectral donne un tracé fin et dense. B: analyse du flux à travers une sténose aortique au Doppler continu. En vue long-axe transgastrique à 120°, l'axe des ultrasons est en ligne avec le flux à travers la valve aortique. En cas de sténose serrée, la Vmax est ≥ 4 m/s (ici 5 m/s, flèche verte). Comme il enregistre toutes les vélocités le long de son axe de lecture, le Doppler continu affiche également les vélocités perçues dans le VG et dans la chambre de chasse sous la forme d'une courbe superposée de Vmax < 1 m/s (flèche jaune). La présence de multiples vélocités donne une courbe pleine sans enveloppe définie. APD: artère pulmonaire droite. CCVG: chambre de chasse du VG.

 
Affichage couleur

Le Doppler couleur est une application particulière du Doppler pulsé: 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) mais en une multitude de points. 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 (voir Figure 25.12). 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 (Figure 25.20). Comme le Doppler couleur est une forme de Doppler pulsé, la plus haute vélocité enregistrable dépend de la profondeur d’examen: > 1.2 m/s à 5 cm, mais 0.6 m/s à 15 cm.



Figure 25.20 : Flux couleur. La fenêtre d'analyse du flux couleur (flèche verte) est réduite pour n'englober que la zone d'intérêt, en l'occurrence une double insuffisance tricuspidienne (IT) et mitrale (IM). Ceci permet de conserver une fréquence d'affichage > 30 Hz. Si la fenêtre englobe tout l'écran sur une profondeur de 18 cm, la fréquence d'affichage tombe à 6 images/s.

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 25.21).



Figure 25.21 : Flux couleur. Sur l’écran, apparaît une barre représentant le code de couleur. Les couleurs foncées correspondent aux vélocités les plus basses et les tonalités claires aux vélocités les plus élevées. Les codes pâles (A) sont moins visibles que les codes brillants et contrastés (B) en salle d’opération à cause de la forte luminosité ambiante. La variance (couleur verte en A) est ajoutée en fonction du degré d'hétérogénéité des vélocités (tourbillons). Le chiffre situé aux extrémités indique la vélocité moyenne la plus élevée enregistrable sans recouvrement spectral ; on peut modifier cette échelle. La barre horizontale blanche située au milieu est la ligne de base ; elle peut être déplacée vers le haut ou vers le bas pour augmenter les vélocités enregistrables dans une direction ou dans l’autre. C : flux tourbillonnaire d’une insuffisance mitrale (aspect en mosaïque). L’étendue du jet représente la cartographie des vélocités, non le volume régurgité.

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 et on surestime grossièrement une insuffisance valvulaire. Si elle est réglée sur des vélocités trop élevées, les flux de basses vélocités disparaissent et les jets liés aux pathologies valvulaires paraissent plus petits (Figure 25.22).




Figure 25.22 : Effet de l'inadéquation de l'échelle couleur sur une insuffisance mitrale (IM). L'IM est modérée lorsque l'échelle des vélocités du flux couleur est correctement ajustée (env 70 cm/s). Si on l'abaisse, l'IM paraît de plus en plus importante, jusqu'à devenir sévère et grossièrement surestimée.

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, la dimension du jet dans l’OG est proportionnelle à la vélocité du jet de régurgitation, qui est fonction du gradient de pression VG-OG et de la performance systolique du VG. D'autre part, l'image des vélocités à l'écran est inversement proportionnelle à la dimension de l’orifice de régurgitation: plus ce dernier est grand, plus la vélocité baisse, donc plus le flux couleur sous-estime l'importance de l'IM, alors que le volume régurgité est d'autant plus élevé que l'orifice est plus grand. 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, les jets excentriques qui butent contre une paroi ont une géométrie très variable qui n’apparaît pas dans le plan de coupe (vidéos et Figure 25.23).


Vidéo: jet couleur d'une insuffisance mitrale centrale mineure-à-modérée.


Vidéo: insuffisance mitrale excentrique sévère sur prolapsus du feuillet postérieur; le jet est dirigé vers le septum interauriculaire.

Le flux couleur dispose également d'un réglage du gain. Celui-ci doit être ajusté de manière à faire juste disparaître les petites taches colorées qui apparaissent en-dehors des cavités cardiaques et des vaisseaux lorsqu’il est excessif.   



Figure 25.23 : Flux couleur de l'insuffisance mitrale (IM). A: jet d'IM centrale; la symétrie est circulaire, la planimétrie du jet est identique dans tous les plans. B: jet excentrique sur un prolapsus du feuillet postérieur; l'orifice de régurgitation est oblong et le jet s'étale sur la paroi auriculaire. Sur cette vue en 4-cavités, on ne voit que la tranche de section du volume régurgité. L'image sous-estime donc l'importance de l'IM.

Dans un cœur normal, les vélocités physiologiques ne dépassent pas 1.5 m/s. On ne voit donc pas de tourbillons ni d'aliasing, et l'utilisation du Doppler pulsé est possible à tous les niveaux.
 
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). 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. C’est le phénomène du recouvrement spectral, ou aliasing. En échocardiographie, la fréquence de l’effet Doppler (Δf = 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 25.24). 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 Δf). En d’autres termes, la fréquence Doppler maximale enregistrable sans recouvrement spectral est égale à la moitié de la PRF (Δf = 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 [1].
 


Figure 25.24 : Recouvrement spectral (aliasing). A : Si la cadence d’échantillonnage (points rouges) est très supérieure à la fréquence du système vibratoire observé (onde verte), la reproduction de l’onde par le système d’observation est satisfaisante. L’onde construite par l’appareil (traitillé rouge) est superposable à l’onde du système observé (onde verte). B : Si la fréquence du système d’observation est inférieure à celle du système observé, l’échantillonnage donne une représentation fausse (traitillé rouge) et beaucoup plus lente de l’onde d’origine (bleue). Dans les deux cas, la fréquence d'échantillonnage est de 8 fois pendant la période d'observation.

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 25.25). Pour diminuer cet effet, il faut augmenter la vélocité maximale enregistrable par divers moyens [1].
 

• 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;
• Utiliser une technique de Doppler pulsé à plusieurs fenêtres d’échantillonnage (High-PRF PWD) (Figure 25.26);
• Diminuer la fréquence d’émission (f0) du transducteur;
• Diminuer le nombre d'ondes de chaque émission pulsée (packet size).

Figure 25.25 : Exemples de recouvrement spectral au Doppler pulsé. A : affichage spectral ; le spectre de vélocité est amputé de sa partie supérieure lorsque la vélocité maximale enregistrable est franchie, et se retrouve représenté à l’autre extrémité du spectre de vélocité (flèche verte). B : Doppler couleur ; sur l’échelle des couleurs, le recouvrement spectral fait apparaître soudainement une couleur de direction opposée lorsque la vélocité moyenne la plus élevée enregistrable est franchie. C : dans une sténose mitrale, l’accélération du flux pour franchir la valve rétrécie fait passer la couleur du flux qui s’éloigne du capteur du bleu clair au jaune clair. D : l’accélération du flux au centre de l’artère pulmonaire (AP) (flèche) apparaît sous forme d’une couleur bleue alors que le flux général de l’AP est rouge puisqu’il se rapproche du capteur. APD : artère pulmonaire droite.



Figure 25.26 : Doppler pulsé à multiples fenêtres d'échantillonnage (High-PRF PWD). La capacité du Doppler pulsé à analyser des vélocités élevées peut être améliorée en augmentant jusqu'à quatre le nombre de fenêtres d'échantillonnage dans l'axe des ultrasons; les trains d'ondes sont émis les uns après les autres, mais réceptionnés simultanément après l'émission multiple. Ceci fait plus que doubler la limite de Nyquist, mais ne permet plus de savoir quelle fenêtre enregistre quelle vélocité (range ambiguity).

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 inverse de l’angle entre le flux et l’axe des ultrasons.
• La distribution du flux dans les vaisseaux n’est pas homogène: le flux est plus rapide au centre du vaisseau que dans ses bords, il accélère dans les virages. Selon la position de la fenêtre de lecture au sein de l’artère pulmonaire ou de la chambre de chasse du VG, par exemple, la vitesse du flux varie respectivement de 40% et de 100%.
   

© CHASSOT PG, BETTEX D. Mars 2011, Avril 2019; dernière mise à jour, Mars 2020


Références
 

1. CHASSOT PG, TOUSIGNANT C. Basic principles of Doppler ultrasounds. In: DENAULT AY, et al, eds. Transesophageal echocardiography multimedia manual, 2nd edition. New York: Taylor & Francis, 2010, 19-49
2. KASPRZAK JD, SADEGHPOUR A, JURCUT R. Doppler echocardiography. In: LANCELOTTI P, ZAMORANO JL, HABIB G, BADANO L. The EACVI Textbook of echocardiography. Oxford: Oxford University Press, 2017, 27-34
3. QUINONES MA, OTTO CM, STODDARD M, et al. Recommendations for quantification of Doppler echocardiography: A report from the Doppler Quantification Task Force of the Nomenclature and Standards Committee of the American Society of Echocardiography. J Am Soc Echocardiogr 2002; 15:167-84