SCIENCE 2009

 

DOPPLER

DES ÉTOILES AU SANG EN PASSANT PAR LE TITANIC.

 

S. THEYS

 

 

 

Deuxième partie *

 

DOPPLER : le médical

 

Dans le domaine médical, le développement technologique des US fut beaucoup plus tardif et plus lent. Contrairement au développement des RX des Curie, les applications diagnostiques des US de Langevin furent ralenties par de nombreux obstacles techniques : transducteurs inefficients, amplificateurs insuffisants et électronique inaccessible [1]. Les premières entreprises se focalisèrent sur l’écholocalisation ou plutôt la tomographie acoustique ou l’échotomographie. Celle-ci permet l’obtention d’une image à partir de l’analyse rapide des données collectées par la variation de la propagation d’ondes longitudinales de sons - émis en continu, à haute fréquence (US) et à vibration en harmonique simple - lors de leur passage à travers les différents tissus. 

 

Peu avant le second conflit mondial, Dussik réalisa la première exploration médicale en cherchant à visualiser les ventricules cérébraux [3]. Malheureusement, l’entreprise se conclut par un échec et faillit remiser les US aux oubliettes de la médecine. Heureusement, les avancées de la recherche militaire sur le sonar améliorèrent les performances techniques et trouvèrent une ouverture médicale. Ce furent même les surplus de l’équipement de la Navy qui servirent, en 1947, à Wild [4] et Howry [5] pour adapter le principe des US du sonar et développer les premiers appareils d’imagerie des tissus mous. Chaque structure représente un milieu d’impédance acoustique différent. Cette différence se répercute sur l’onde de réflexion ultrasonore et ce, à chaque interface tissulaire juxtaposée. Il en résulte la construction d’une image anatomique avec différenciation des tissus selon une échelle de gris.

 

La contribution de Wild [4] fut primordiale dans la distinction ultrasonique entre les tissus sains et malins. Avec le « somascope » de Howry [5], la machinerie était lourde et l’examen peu pratique pour un emploi en routine clinique : l’électronique demandait toute une armoire, la camera Polaroid ® encombrait une table roulante et la citerne dans laquelle était immergé le transducteur à US demandait beaucoup de place dans le local et, surtout, … de souplesse de la part du sujet qui ne devait pas, non plus, être trop gros  [6] Cette citerne était en fait un bac de tourelle de B-29 dans lequel le canonnier prenait place.

 

La sonde devait être maintenue immergée dans la citerne. C’est incontournable. Alors que l’air ambiant absorbe les US, ceux-ci se propagent très rapidement dans l’eau. Dans de l’eau salée, les US se propagent à une vitesse de 1510 m/s. Dans de l’eau normale, elle est en moyenne de 1430 m/s et varie de 1410 à 1525 m/s en fonction de sa température. L’eau ne sera remplacée par du gel que bien plus tard. Mais pour l’heure, le transducteur était fixé sur un montant extérieur qui tournait tout autour de la cuve. Dans la suite, l’encombrement du bassin d’eau fut réduit à un bassin semi-circulaire, mais on était encore loin d’un matériel à larges applications en routine clinique.

 

Au début des années 1950 , Edler et Hertz [8] réalisèrent les premières imageries échocardiographiques alors que Leksel [9] s’employait au domaine de l’échoencéphalographie. Donald fut un pionnier en obstétrique et gynécologie (1958) [1] ; applications qui furent développées par Gottesfeld [10] et Thompson [11]. Baum (1960) développa une image bidimensionnelle de l’œil.

 

C’est plus tard que les techniques d’imagerie US ont acquis, peu à peu, une place importante dans la panoplie diagnostique. En effet, pour cela, il fallut attendre la mise au point d’un scanner à contact direct. Ce dispositif utilisait alors une sonde qui devait être maintenue en contact étroit avec la peau. Celle-ci étant enduite de gel pour améliorer la transmission des US. Beaucoup plus pratique, ce dispositif fut mis au point séparément de part et d’autre de l’Atlantique avec un appareil - anglais - par Brown T (1955-1957), un autre - américain - par Wright WL (1960-1962).

 

A partir de là, les domaines d’applications s’élargirent. Mais comme l’air des poumons et les os absorbent les US, il n’eut aucun développement en pneumologie ou en orthopédie. En revanche, les fluides sont de bons conducteurs d’US si bien que cette technique fut utilisée pour examiner les kystes, la vessie, le sac amniotique et par là le fœtus, … et le sang.

 

En 1961, Yoshida emploie les US pour détecter les mouvements des parois du muscle cardiaque et de ses valves. Et, en 1965, Johnson s’assure de la vie des fœtus en cherchant leurs mouvements cardiaques au cours des premiers mois de grossesse. L’extension à l’imagerie du sang circulant des membres est plus tardive. Il faut dire que les applications de ce principe au sang sont plus larges et souvent plus compliquées.

 

Avec le sang, l’extension du diagnostic ultrasonore ouvrit la technique à deux possibilités d’analyse des signaux : une image et un son. Avec le sang, l’Histoire des US différencie l’échographie et la traduction graphique du son.

 

L’écholocation repose sur la vitesse de propagation, la transmission, l’absorption des ultrasons et leur réflexion sur la juxtaposition de chaque interface à impédances acoustiques différentes et située à des distances différentes de la sonde. Par la conversion du temps mis à l’impulsion pour revenir à la source, un scanner est alors amené à montrer la position de chaque structure réflective par rapport à la source d’émission ; ce tissu pouvant être fixe ou mobile comme le muscle cardiaque ou ses valves. En échotomographie, ce sont donc les délais de réflexion qui permettent la construction rapide d’images de coupes anatomiques. A côté de cette analyse topographie des US, le signal sonore va pouvoir informer sur la cinétique du sang et sur sa fonctionnalité.

 

Image et son sont donc deux applications qui se complètent. Actuellement, les examens US peuvent n’utiliser qu’un seul paramètre ou coupler image et son. La suite abordera successivement l’imagerie et l’analyse des tracés Doppler pour terminer par quelques propos sur leur couplage par le Duplex.

 

Les premières images des artères des membres inférieures ont été produites par Mozerskey et al en 1971 et Fish en 1972. Avec le développement du système d’imagerie par doppler pulsé, Baird et al (1979) prit les premières photos de pontages de revascularisation. Le transducteur émet les US par un cristal à vibrations rapides dont la fréquence se situe entre 18 et 20 kHz. Ces vibrations durent un millionième de seconde et se produisent 500 fois par seconde.

 

Pour l’analyse acoustique, la sonde émet, en continu, une onde sonore produite par la vibration piézoélectrique d’un cristal. Le sang s’écoulant, généralement, à moins de 150 cm/s, avec des émissions variant de 2 à 10 MHz, selon la profondeur des vaisseaux explorés, la différence de fréquence entre l’onde incidente et l’onde réfléchie est comprise entre 0 et 10.000 cycles par seconde ou Hertz (Hz), c-à-d une gamme de fréquences audibles pour l’oreille humaine. Pour se faire une autre idée de la différence entre son et ultrason, il suffit de préciser que les longueurs d’onde d’un son audible varient de 20 à 2.000 mm alors que celles utilisées en US vont seulement de 0,3 à 1,5 mm

 

Le choix de la fréquence des sondes a toujours hanté les constructeurs. L’argument majeur est l’atténuation des US. Celle-ci dépend de plusieurs facteurs, incluant la longueur de l’onde ultrasonore, le type et la densité du tissu, le degré d’hétérogénéité du tissu et le nombre et le type des interfaces échogènes du tissu. Tout cela est impossible à prédire pour quelque chose d’aussi complexe que le tissu humain. Cela ne peut se faire qu’à partir de mesures en laboratoire dont le dopplerographe n’a que faire. Pour lui, seul un chiffre « moyen » peut suffire : un faisceau d’US est atténué dans un tissu mou humain de 1 dB par cm par MHz (Bartum , Crow). En d’autres mots, un faisceau de 5 MHz perd 5 dB par cm et comme l’écho double la distance parcourue pour revenir à la source, un faisceau de 5 MHz perd 10 dB par cm de profondeur. Avec une sonde de 10MHz, un écho réfléchi par un vaisseau à 2 cm de profondeur amoindrit l’amplitude du son de 40 dB ; avec une sonde de 10 MHz, 80 dB. De là, l’emploi de sondes à émission plus basse pour explorer des vaisseaux plus profonds ; l’emploi d’une sonde de 4 MHz pour les carotides et de 8 MHz pour les tibiales. Un argument supplémentaire pour les sondes à hautes fréquences (10 MHz) tient à la possibilité d’entendre de très fins vaisseaux tels que les digitales. Par contre, ces sondes peuvent rester sourdes face à des accélérations trop importantes (sténoses serrées, critiques) ou à des plaques d’athérome absorbantes. Cette absorption augmente avec la fréquence utilisée, de sorte que le flux sanguin devient indétectable à certains endroits si la fréquence est trop élevée. C’est la raison pour laquelle, les appareils disposent généralement  d’au moins deux fréquences.

 

Formule 1 : (+=v syst, -=v diast)   ± V = ΔF/2Fe . c / cos Θ

 

En rappelant la formule (form.1) permettant la mesure des vitesses circulatoires, il saute aux yeux que l’angle formé par la direction des US et celle du sang, l’angle Ө, est d’importance. En effet, pour capter une variation de la fréquence d’US (ΔF), il est nécessaire d’incliner la sonde. À la perpendiculaire, le cosinus de 90° étant égal à zéro, la relation s’annule : le vaisseau restera silencieux. Un autre élément d’importance : le sens de l’inclinaison de la sonde. Ici, il faut se rappeller que l’onde sonore est plus courte lorsqu’une voiture s’approche de l’observateur. Il en va de même pour les US, la réception du signal est meilleure lors du rapprochement et diminue lors de l’éloignement des hématies. Aussi, l’inclinaison de la sonde est prioritairement dirigée face à l’arrivée du sang. Malgré quoi, les vélocimètres Doppler ne pouvaient pas distinguer le sens du flux sanguin ; l’inversion du flux fémoral, en début de diastole, était représentée par une déflection positive comme les autres composants systolique et télédiastolique. Ces appareils étaient dits non directionnels et renseignaient sur l’écoulement global d’une section d’un vaisseau. Le matériel, dit directionnel, a été développé et présenté en 1967 par McLeod. Mais pour cela il a fallu attendre le développement du détecteur de passage à zéro : zéro crossing detector. L’obtention du sens du flux sanguin relança la recherche d’une quantification du débit à l’aide de la vitesse du sang. Mais, même en 1973, outre le problème de la méconnaissance de la section du vaisseau, l’angle α - formé par l’émetteur d’US et l’axe du vaisseau - était approché par l’angle de la sonde par rapport au plan cutané, l’artère étant considérée comme parallèle à la peau (Matsuo et al). Le besoin de déterminer un débit à partir de la vélocimétrie était encore perceptible en 1981. Cette année-là, pour documenter l’amélioration circulatoire dans la suite d’une revascularisation, Luizy et al. proposaient un « rapport de débit » sur base du fait que la section de l’artère explorée ne variait pas au cours de l’opération, de sorte que la variation vélocimétrique était étroitement liée à la variation du débit.

 

Avec un mode d’émission continue, la tête de la sonde devait encore alors être pourvue de deux cristaux piézo-électriques : l’un servant d’émetteur, l’autre de récepteur.

 
Problème : Avec ces émissions continues et la nécessité de deux cristaux, il n’est pas possible de déterminer le temps qui sépare l’émission de la réception et par là, la reconnaissance de la distance entre le capteur et le vaisseau. Cette impossibilité peut être illustrée par un individu placé à côté d’une sirène qui émet en continu et essayant de capter le moment de réception de son écho. Pour y arriver, il vaut mieux que l’individu soit la source d’émission et que cette émission soit brève ; en d’autres termes qu’il produise une émission pulsée lui permettant de déterminer le temps séparant son cri et l’audition de son écho.

 

Dans le domaine des ultrasons, le passage d’une émission continue à un mode pulsé fut réalisé en 1970. Avec cette innovation technique, le diagnostic ultrasonore franchit une nouvelle étape d’importance. Elle revint, encore une fois, à un Français : Peronneau. Ici, un unique cristal piézoélectrique joue, à la fois, le rôle d’émetteur et celui de récepteur (Peronneau et coll. -1970 -1974). Techniquement, le fonctionnement est pareil à celui d’une échotomographie, à deux nuances près : l’orientation de l’émetteur et le traitement du signal sont différents. L’orientation de l’émetteur est perpendiculaire pour l’imagerie et oblique pour les vitesses. Sur cette oblique, la ligne d’émission est visualisable sur un écran. Le manipulateur y déplace une porte électronique jusqu’à la profondeur souhaitée. Là, il agrandit ou circonscrit la surface d’exploration à la seule zone d’écoulement sanguin ou à une seule partie de cette zone. Ainsi, il distingue la zone vasculaire des interférences produites par les autres structures de voisinage pour, ainsi, obtenir le meilleur signal. Cet avantage connaît un inconvénient : la précision de localisation se fait aux dépends de la qualité des mesures vélocimétriques. En effet, la mesure des distances est inversement proportionnelle à la durée de l’émission alors que celle des vitesses y est directement proportionnelle (form.2 et 3) (Pourcelot 1980). Le matériel doit donc trouver un compromis entre ces deux notions opposées et le traitement des signaux doit être différent.

 

 

Formule 2 : Selon le théorème de l’échantillonnage, la fréquence doppler maximale FdMax mesurable par émission pulsée est au mieux égale à la moitié de la fréquence de répétition des impulsions Fr : FdMax<Fr/2.

 

Formule 3 : La distance maximale sélectionnable (dMax) est directement proportionnée à la vitesse de propagation des US dans le sang (c) mais inversement proportionnelle au double de la fréquence de répétition des impulsions (Fr) : dMax = c / 2.Fr

 

 

En exploration vasculaire périphérique, le premier rapport sur l’emploi d’une sonde à émission continue d’US est signé par Satomura, en 1959. Mais cet écrit japonais faillit passer inaperçu ; heureusement qu’il était introduit par un résumé en anglais. Indépendamment de cela, du matériel doppler était développé par des équipes américaines et françaises. En 1961, l’équipe de Rhusmer avec Franklin – en tête de proue - et Schlegel construisit le premier débitmètre sanguin. Le matériel était implantable et les essais réalisés sur l’animal. À l’époque, on savait que la vitesse de propagation c des ultrasons dans les tissus mous - à température corporelle normale (37°C) - est égale à une moyenne de 1540 m/s. Et étant donné que cette vitesse est relativement peu modifiée selon la nature des tissus, l’emploi de cette moyenne n’introduit pas d’erreur sérieuse. Par contre, suivant les considérations de Satomura, on pensait que la réflexion des US résultait de turbulences au sein même du courant sanguin. Il fallut attendre 1962 pour que Kato démontre que les globules rouges étaient la réelle source de cet écho. L’année suivante (1963), les recherches sur la détermination ultrasonore du débit artériel se poursuivirent à Lyon en France avec Léandre Pourcelot qui ne mit qu’un an pour confectionner son débitmètre. En cette même année 1963, mais de l’autre côté de l’Atlantique, Rushmer revint au devant de la scène avec Watson en présentant les premières sondes transcutanées permettant la détection des profils de vitesse  chez des patients. L’année suivante, Rushmer – encore, mais cette fois avec Strandness et McCutcheon - présente les premières considérations du diagnostic vélocimétrique Doppler transcutané dans les artériopathies des membres inférieurs.

 

Avant de centrer l’attention sur la morphologie des tracés, les vélocimètres Doppler ont été utilisés comme de super stéthoscopes pour objectiver soit les compressions extra-vasculaires (Strandness-1969) soit  une chute de la pression systolique à la cheville des artériopathes. En 1964, Strandness et Bell trouvèrent que la durée de la marche d’un claudicant et l’ampleur de la chute de la pression systolique, mesurée à la cheville, est directement liée au niveau de l’occlusion artérielle. Deux ans plus tard, Strandness avec Stahler comme premier signataire, publie un travail démontrant que, suite à un exercice, l’ampleur de la réduction de la pression systolique à la cheville est directement liée à l’ischémie qui en résulte et inversement proportionnelle à la capacité fonctionnelle des collatérales

 

Sur le vieux continent, c’est à Léandre Pourcelot que l’on doit, en 1967, l’introduction et les améliorations du matériel en tant que Dr Ing et, deux ans plus tard, le développement de ce type d’examen diagnostique (1969) en tant que médecin. Entre ces deux années et deux titres, Pourcelot construisit un appareil compact à émission continue fonctionnant à 4 MHz qui lui permit une utilisation en routine clinique dès l’année suivante. C’est ce même Pourcelot qui plus tard encore, mit un doppler à bord d’un Soyouz pour mesurer les modifications du flux carotidien chez les cosmonautes.

 

Les deux premiers écrits sur la détection vélocimétrique des déficits veineux datent de 1968. Le premier est signé par Sigel et coll. Le second, outre Baker DW, est signé par deux grands noms du domaine vasculaire : Sumner DS, et Strandness DE Jr qui décédait il y a peu en janvier 2002 des suites d’une insuffisance respiratoire. Il avait pris sa retraite en 1995, 7 ans avant. En 1974, Miller et Foote (1974), investiguèrent les veines perforantes avec un doppler continu. La détection de TVP n’apparut qu’en 1976 avec la tomographie doppler codée en couleurs (Day et al. 1976). Cette technique résulte du couplage de l’imagerie doppler conventionnelle avec une échelle de gris et d’une cartographie dynamique par doppler pulsé multiporte permettant de colorer le déplacement sanguin. Selon la nomenclature internationale une couleur rouge est attribuée au sang se rapprochant de la sonde et une bleue pour celui qui s’en éloigne. Le mélange plus ou moins prononcé de ces couleurs avec la couleur blanche illustre la célérité du déplacement : le rouge se déplace vers le jaune et le bleu vers le vert lors de vitesses importantes. Vu sous l’angle d’incidence des US, cette attribution des couleurs inverse celle de l’effet Doppler. Par contre, vu sous l’angle du cœur, ce qui s’en éloigne reste bien décalé vers le rouge alors que ce qui s’en rapproche voit sa couleur décalée vers le bleu. Ainsi, ce qui semblait contraire retrouve une représentation commune des couleurs alors que le bleu et le rouge de l’effet Doppler n’ont strictement rien à voir avec l’oxygénation du sang. Oxygénation du sang, à l’origine de la coloration rouge des artères et bleue des veines utilisées dans tous les atlas d’anatomie, et ce, déjà bien avant que Christian Doppler soit né. Mais revenons à nos pinceaux.

 

Le système multiporte n’est qu’une division de la lumière du vaisseau en de multiples petites portes le long de la ligne d’émission. Chacune de ces fenêtres affiche alors autant de points lumineux que de points où le sang se déplace. Si le matériel mémorise ces données non seulement sur une seule ligne mais également sur de nombreuses autres lignes juxtaposées, on obtient une image - échographiques (1990) ou laser (2001) – en 3D. Dernier perfectionnement qui aboutira, demain, à des images 4D par une animation en temps réel de l’image 3D.

 

L’examen vélocimétrique doppler s’impose de nos jours comme l’une des meilleures méthodes d’étude atraumatique de la circulation périphérique. Lorsque l’image est absente, c’est le doppler continu qui est le plus utilisé. Il donne seulement un son. Celui-ci peut être spontané ou provoqué, rythmé par les cycles cardiaques pour les artères ou par les mouvements respiratoires pour les veines. La morphologie des tracés vélocimétriques et leur modification à différents niveaux sont utilisées depuis le début pour avancer un diagnostic. Dans de nombreux cas, l’examen vélocimètrique peut documenter, à lui seul, une artériopathie des membres inférieurs. En 1967, Strandness et al. décrivaient déjà les modifications qualitatives des tracés en amont et en aval d’une occlusion fémorale. L’année suivante, Yao et al. montraient les tracés obtenus à hauteur des artères collatérales. Toutefois, la valeur diagnostique des tracés est essentiellement fonctionnelle et non topographique. Leur analyse est surtout qualitative, occasionnellement quantitative.
Un exemple d’analyse qualitative : Prenons le flux artériel des membres inférieurs. Il est rétrograde en début de diastole. Son altération ou sa disparition a été liée à des lésions mono- ou multifocales (Dilley et Fronek – 1978) et à un bon run off (Pourcelot).

 

Utilisé seul, le doppler continu a pour lui, sa simplicité technique, son faible encombrement,  sa rapide exécution et son faible coût. Son intérêt est consolidé par sa précision, sa reproductibilité et de la qualité des informations fournies. Grâce à cela et malgré l’absence d’image, il garde une place irremplaçable dans le diagnostic non seulement des affections artérielles des membres mais aussi des affections veineuses des membres et des carotides. Il a, contre lui, la qualité du matériel doppler,  les écueils de l’expérience de l’utilisateur et l’absence d’image. La qualité première de l’utilisateur est avant tout auditive : la discrimination de son oreille reflète bien mieux l’hémodynamique réelle que la traduction graphique du phénomène. D’autre part, avec le matériel acoustique, l’opérateur reste aveugle. Une certaine sympathie doit donc répondre aux débutants qui cherchent les vaisseaux en enfonçant la sonde pour « faciliter » leur repérage et que, en fait, ils clampent. Ce sont les US qui sont amenés à chercher en profondeur, le manipulateur lui est là pour orienter correctement l’émission. Mais ce n’est pas là chose facile.

 

L’intégration de la surface positive et négative du profil vélocimétrique rapportée au temps et à l’amplitude du profil vélocimétrique donne une valeur numérique définie par Index Pulsatile (PI) (Gosling et al. 1969). En 1974, ce calcul fut simplifié. Mais trois ans plus tard, Johnson et al. (1977) définissaient une relation de l’IP de Gosling et King avec un IP calculé par analyse de Fourier. En 1979, Hanker et Young discutaient de la contribution relative de ces calculs et démontrèrent que cette analyse de Fourier donnait un indice plus sensible à la détection de sténose que l’IP initial. Ce travail fut suivi par les travaux de Skidmore et al. (1980) sur la transformée de Laplace qui permettait de différencier les artères normales de celles présentant une sténose discrète, inférieure à 50 %. Cette transformée de Laplace permettait également de mettre en évidence la vasodilatation de la circulation périphérique et par là de prévoir le potentiel des vasodilatateurs médicamenteux (Skidmore et al. (1980)

 

En 1970, Woodcock préconisait de compléter la donnée de l’IP par la mesure du temps de transit (TT) de l’onde entre un niveau proximal et un autre distal. Cette mesure était obtenue par l’emploi simultané de 2 sondes à 2 niveaux (Gosling et King 1974). En 1977, cette technique fut améliorée et la seule sonde doppler était couplée à l’enregistrement simultané de l’onde R de l’ECG (Craxford, Chamberlain). Dès 1971, avec les travaux de Fitzgerald et al., la confrontation de la modification de l’IP tout le long de l’arborescence artérielle du membre au TT permettait de construire un nomogramme permettant, non seulement, de classer l’importance des lésions mais également d’apprécier la qualité des collatérales. Celle-ci donna une différenciation en quatre catégories : les collatérales larges ou étroites et les collatérales courtes ou longues (Woodcock et al. 1972).

 

Lorsque l’image n’est pas couplée à un vélocimètre pulsé, la comparaison avec l’artériographie, considérée comme « gold standard », montre que la détection des anomalies carotidiennes peut se faire avec une bonne sensibilité de 90 %. Par contre, la spécificité est pauvre et ne dépasse 42 % à cause de l’écran opaque aux ultrasons produit par les fréquentes calcifications [15].  En effet, comme l’air et les os, les plaques calcifiées absorbent les US et l’identification des structures est mal définie par échotomographie : certaines images restent mal interprétables. Dans ces cas, l’information simultanée du son permet de corréler immédiatement les anomalies morphologiques et les turbulences sonores locales. Et par là, d’améliorer indéniablement le diagnostic. Ainsi, le couplage de l’échotomographie et de l’analyse spectrale des vitesses circulatoires donne 96 % de sensibilité et surtout 92 % de spécificité [15].

 

En plus, la combinaison du son et de l’image amène également à connaître la section instantanée du vaisseau ou de l’orifice cardiaque, l’angle d’incidence Ө du vélocimètre et le profil instantané des vitesses circulatoires. Théoriquement, avec ces paramètres, il est possible de calculer le débit : Q=(п d2/4)v. Dans la réalité, quoique assez précis, il ne s’agit encore que de son approximation. En effet, si la détermination de la vitesse moyenne des hématies est satisfaisante, la mesure de la section de l’artère l’est moins : il n’est pas toujours sûr de mesurer la réelle lumière à la perpendiculaire du vaisseau plutôt qu’une section plus ou moins oblique. De plus, la section mesurée est une valeur fixe ne pouvant ni tenir compte des variations instantanées ni préciser le moment de l’expansion de l’artère lorsque l’image a été « gelée ».

 

Demain amènera encore de nouveaux perfectionnements grâce à la tomographie opto-acoustique développée par l’université de Berne (Suisse). Le support est le laser. Celui-ci crée une image 3D des tissus et des vaisseaux sous cutanés. Reste après l’écho 4D : une imagerie 3D animée en temps réel.

 

Comme nous le voyons, cette technique connaît de multiples développements en vasculaire périphérique car selon la zone d’intérêt médical, elle peut adopter un type d’investigation différent : un simple tensiomètre pour dépister - après effort - les artériopathies débutantes, une quantification d’une sténose carotidienne, un simple vélocimètre en peropératoire, un débitmètre dans les suites d’une revascularisation ou d’un traitement médicamenteux, une imagerie de particularités anatomiques (dédoublement de vaisseaux, kyste ou anévrysme, …), une documentation de la cause interne (thrombose) ou externe (compressions) d’un frein circulatoire, une mise en évidence des inversions de sens d’écoulement à hauteur des réseaux de suppléance ou des vols sanguins (tels que les vols sous-claviers), etc. Ces différents types d’investigation sont le plus souvent statiques mais souvent aussi dynamiques : hyperhémie réactionnelle pour dépistage des stades débutants de la claudication, des vols sanguins.  Enfin, d’élément diagnostic, l’écho peut s’enrichir d’une part thérapeutique dans la réduction des faux anévrismes. L’écho en plus de diriger l’orientation de la compression à réaliser, peut aussi servir d’élément compressif sur ce faux anévrisme … mais il faut avouer que c’est là une application délicate et longue.

 

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* 1re Partie: voir pages jaunes 2008 - Sciences