Effet Doppler et échocardiographie Doppler

L’effet Doppler : Principes Fondamentaux

L’échocardiographie Doppler repose sur un principe physique fondamental de l’acoustique. Lorsque des ondes sonores frappent des objets, certaines d’entre elles sont renvoyées vers la source sonore (rétrodiffusion). Si le réflecteur (c’est-à-dire l’objet qui réfléchit les ondes sonores) est immobile par rapport à la source, les ondes sonores réfléchies auront la même fréquence que les ondes sonores émises. En revanche, si le réflecteur est en mouvement relatif par rapport à la source, la fréquence des ondes sonores réfléchies sera différente de celle des ondes émises. Ce changement de fréquence est appelé effet Doppler.

L’effet Doppler a été décrit pour la première fois en 1843 par le physicien et mathématicien autrichien Christian Doppler. Il peut être illustré en étudiant la modification de la fréquence des ondes sonores perçues selon la direction du mouvement de la source. La figure 1 présente une analogie classique : trois trompettes, l’une placée sur une table (immobile) et les deux autres montées sur des ambulances se dirigeant vers un observateur ou s’en éloignant. Lorsque la source sonore se rapproche de l’observateur, les ondes sonores sont comprimées devant elle, ce qui entraîne un raccourcissement de la longueur d’onde et donc une augmentation de la fréquence (son plus aigu). Lorsque la source sonore s’éloigne de l’observateur, les ondes sonores sont étirées, ce qui entraîne une augmentation de la longueur d’onde et une diminution de la fréquence (son plus grave).

Le principe Doppler est l’outil fondamental en cardiologie pour étudier l’hémodynamique : il permet d’analyser la vitesse, la direction et le caractère (laminaire ou turbulent) du flux sanguin ainsi que le mouvement tissulaire du myocarde (Doppler tissulaire).

Dans le contexte de l’échocardiographie clinique, la source sonore (le cristal piézoélectrique du transducteur) est considérée comme immobile. Les « réflecteurs » en mouvement sont principalement les cellules sanguines (érythrocytes) pour l’analyse des flux, et les structures tissulaires (parois myocardiques, anneaux valvulaires) pour le Doppler tissulaire. Le principe physique demeure identique : lorsque la distance entre la source (sonde) et les réflecteurs (globules rouges) diminue, les ondes réfléchies sont comprimées (fréquence plus élevée), et inversement.

Les érythrocytes agissent comme des diffuseurs d’ondes ultrasonores (diffusion de Rayleigh). Étant donné que leur diamètre (environ 7 à 8 µm) est nettement inférieur à la longueur d’onde des ultrasons utilisés en cardiologie, la réflexion n’est pas spéculaire (comme sur un miroir) mais multidirectionnelle (figure 2). Bien que l’énergie réfléchie par un seul érythrocyte soit infime, la densité massive d’érythrocytes dans le sang (hématocrite) permet de générer un signal de retour suffisant pour être traité par l’échographe.

Les érythrocytes en mouvement modifient donc la fréquence des ondes sonores reçues par la sonde. Par convention :

• Les érythrocytes se déplaçant vers le transducteur renvoient une fréquence plus élevée (décalage positif).
• Les érythrocytes s’éloignant du transducteur renvoient une fréquence plus basse (décalage négatif).

L’Équation Doppler et le Calcul de Vitesse

L’objectif clinique de l’échocardiographie Doppler n’est pas simplement de mesurer un changement de fréquence, mais de calculer la vitesse et la direction du flux sanguin. La machine analyse la différence entre la fréquence émise (_fu) et la fréquence réfléchie (_fr). Cette différence est le décalage Doppler ($\Delta f$).

L’équation Doppler fondamentale relie ce décalage de fréquence à la vitesse des globules rouges :

$\Delta f = f_r – f_u = \frac{2 \cdot f_u \cdot v \cdot \cos(\theta)}{c}$

En réarrangeant cette équation pour résoudre la vitesse ($v$), nous obtenons la formule utilisée par les échographes :

$v = \frac{c \cdot (f_r – f_u)}{2 \cdot f_u \cdot \cos(\theta)}$

Où :

• v : Vitesse du flux sanguin (m/s).
• c : Vitesse de propagation des ultrasons dans les tissus mous (constante supposée à 1540 m/s).
• f_r – f_u : Le décalage Doppler (différence de fréquence).
• f_u : Fréquence de la sonde émettrice.
• 2 : Facteur tenant compte de l’aller-retour de l’onde (vers l’objet et retour).
• cos ϴ : Cosinus de l’angle d’insonation (angle entre le faisceau ultrasonore et le flux sanguin).

Importance Critique de l’Angle d’Insonation

Comme le montre l’équation ci-dessus, la précision du calcul de la vitesse dépend fortement du cosinus de l’angle d’incidence ($\theta$). Pour obtenir une mesure précise de la vitesse réelle, le faisceau ultrasonore doit être aussi parallèle que possible à la direction du flux sanguin.

Idéalement, l’angle doit être de 0° (flux vers la sonde) ou de 180° (flux s’éloignant de la sonde) :

• Si $\theta = 0°$, $\cos(0°) = 1$. La vitesse calculée est exacte.
• Si $\theta = 90°$, $\cos(90°) = 0$. Aucun décalage Doppler n’est détecté, même si le sang circule à grande vitesse. Le système Doppler est « aveugle » aux flux perpendiculaires.

Lorsque l’angle augmente au-delà de 20°, la sous-estimation de la vitesse devient cliniquement significative car le cosinus diminue rapidement (Figure 4). Contrairement à l’échographie vasculaire où une « correction d’angle » est appliquée par logiciel, en échocardiographie, on ne corrige généralement pas l’angle. Le cardiologue doit manœuvrer la sonde pour aligner le faisceau avec le flux.

Dans la pratique clinique, il est souvent difficile d’obtenir un alignement parfait. Cependant, les petites erreurs d’angle sont tolérées : le cosinus de 20° est égal à 0,94, ce qui implique une erreur de mesure de seulement 6%. Au-delà de 20°, l’erreur augmente exponentiellement. C’est pourquoi, s’il y a une divergence entre la meilleure image anatomique 2D et le meilleur signal Doppler, il faut toujours privilégier la qualité du signal Doppler (son pur, spectre complet, vitesse maximale) pour les mesures hémodynamiques.

Application Clinique : Relation Vitesse-Pression (Bernoulli)

L’application la plus cruciale de l’effet Doppler en cardiologie clinique est l’estimation des gradients de pression intracardiaques. En physique des fluides, une augmentation de la vitesse à travers un orifice rétréci s’accompagne d’une chute de pression. L’équation de Bernoulli complète est complexe, mais en pratique clinique, nous utilisons l’équation de Bernoulli simplifiée, car les termes d’accélération convective et de friction visqueuse sont négligeables dans le cœur.

La relation simplifiée entre la différence de pression ($\Delta P$) de part et d’autre d’un orifice et la vitesse maximale ($v$) du jet traversant cet orifice est :

$\Delta P = 4 \cdot v^2$

Où $\Delta P$ est le gradient de pression en mmHg et $v$ est la vitesse maximale en m/s. Cette formule est omniprésente en échocardiographie pour quantifier :

• La sévérité des sténoses valvulaires (ex: sténose aortique).
• L’estimation des pressions intracardiaques (ex: pression artérielle pulmonaire systolique via le jet d’insuffisance tricuspide).
• Les gradients intra-ventriculaires (ex: cardiomyopathie hypertrophique obstructive).

Analyse Doppler Spectrale et Profils de Flux

Flux sanguin laminaire

Dans des conditions physiologiques normales, le flux sanguin dans le cœur et les gros vaisseaux est laminaire. Cela signifie que le sang s’écoule en couches cylindriques concentriques parallèles. En raison de la friction contre les parois, la vitesse est plus faible en périphérie et maximale au centre du vaisseau ($v_{max}$). Il en résulte un profil d’écoulement parabolique (Figure 6). L’écoulement laminaire est « silencieux » et efficace énergétiquement.

Spectre Doppler et Turbulences

Le spectre Doppler est la représentation graphique de toutes les vitesses détectées à un instant donné. En cas de flux laminaire, la majorité des cellules sanguines se déplacent à des vitesses similaires. Cela se traduit sur l’écran par une enveloppe spectrale fine avec une « fenêtre » noire vide sous la courbe (fenêtre spectrale dégagée).

À l’inverse, lorsqu’il y a une sténose ou une régurgitation, le flux devient turbulent (ou perturbé). Les érythrocytes se déplacent alors de manière chaotique, avec des vitesses et des directions multiples (tourbillons). Sur l’analyse spectrale, cela provoque un élargissement spectral (spectral broadening) : la fenêtre sous la courbe se remplit de signaux d’intensités variées, reflétant la dispersion des vitesses. C’est un signe clé pour identifier les pathologies valvulaires.

Le signal Doppler est généralement affiché sous forme d’échelle de gris ou colorisée (Figure 7). L’intensité (brillance) du signal est proportionnelle au nombre de globules rouges se déplaçant à cette vitesse précise.

Interprétation de la courbe spectrale

La présentation standard des signaux Doppler sur l’écran suit des conventions strictes pour faciliter l’interprétation rapide :

• Axe horizontal (X) : Le temps. Il permet de corréler le flux avec les phases du cycle cardiaque (systole/diastole) via l’ECG simultané.
• Axe vertical (Y) : La vitesse (m/s).
• Ligne de base : Le zéro de vitesse. Les flux positifs (vers la sonde) s’affichent au-dessus de la ligne. Les flux négatifs (s’éloignant de la sonde) s’affichent en dessous.

La Figure 7 illustre un tracé de Doppler Pulsé (PW). Le Doppler pulsé permet une localisation précise de la mesure (résolution en profondeur) grâce à une « porte » d’échantillonnage, mais il est limité par le phénomène d’aliasing pour les hautes vitesses, contrairement au Doppler Continu (CW).

Le Phénomène d’Aliasing et la Limite de Nyquist

Un concept physique essentiel en Doppler pulsé est la limite de Nyquist. Le Doppler pulsé échantillonne le signal à une certaine fréquence de répétition des impulsions (PRF). Si le décalage Doppler du flux sanguin dépasse la moitié de la PRF (la limite de Nyquist), le système ne peut plus déterminer correctement la direction et la vitesse du flux.

Le signal subit alors un « repliement » ou aliasing : le sommet de la courbe de vitesse est tronqué et réapparaît de l’autre côté de la ligne de base (dans la direction opposée). C’est un artefact technique majeur, mais qui est aussi utilisé en Doppler couleur pour identifier les zones d’accélération de flux (PISA).

Le signal Doppler audio

Enfin, bien que les ultrasons eux-mêmes (2 à 10 MHz) soient inaudibles pour l’oreille humaine, le décalage Doppler ($\Delta f$) se situe typiquement dans la gamme de fréquences audibles (20 Hz à 20 kHz). L’échographe convertit ce décalage en son stéréo. L’analyse auditive est un complément précieux à l’analyse visuelle : un flux laminaire produit un son doux et musical (« swishing »), tandis qu’un flux turbulent ou sténotique produit un son rauque et rugueux (« blowing » ou « rasping »).

Le chapitre suivant abordera en détail les spécificités techniques et les indications des différents modes Doppler : pulsé (PW), continu (CW) et couleur.