Calcul des paramètres hémodynamiques par échographie
L’hémodynamique est l’étude de la dynamique du flux sanguin. Les lois physiques qui régissent le flux sanguin sont fondamentales en échocardiographie. L’échocardiographie bidimensionnelle (2D) conventionnelle et les études Doppler sont suffisantes pour étudier les vitesses, les volumes et les conditions de pression dans le cœur. Ces techniques permettent de calculer tous les paramètres hémodynamiques cliniquement pertinents, à quelques exceptions près. Avant l’ère du Doppler, les évaluations hémodynamiques étaient exclusivement réalisées par cathétérisme cardiaque droit (avec le cathéter de Swan-Ganz[cathéter de l’artère pulmonaire]). Cependant, les mesures hémodynamiques non invasives dérivées des études Doppler sont aujourd’hui considérées comme fiables, reproductibles et comparables au cathétérisme pour la majorité des pathologies valvulaires et l’évaluation de la fonction ventriculaire.
Cette section traite des principes hémodynamiques et de la manière dont ils peuvent être exploités pour calculer le volume d’éjection systolique, le débit cardiaque, les gradients de pression, la surface des orifices valvulaires (gravité des sténoses), ainsi que la sévérité des régurgitations. Ces calculs reposent sur des équations mathématiques basées sur la physique des fluides, notamment l’équation de Bernoulli et l’équation de continuité. Il est fondamental de se familiariser avec ces principes pour bien comprendre l’échocardiographie quantitative. En pratique clinique, l’investigateur effectue des mesures anatomiques et des enregistrements Doppler (pulsé et continu), que l’échographe utilise pour calculer automatiquement les différents paramètres hémodynamiques via des algorithmes intégrés.
L’effet Doppler
Le principe central de tous les calculs hémodynamiques est l’effet Doppler, qui a été discuté précédemment (voir Effet Doppler et Échocardiographie Doppler). Nous nous contenterons ici d’un bref résumé de l’effet Doppler appliqué à la physiologie cardiaque.
L’effet Doppler est utilisé pour évaluer la vitesse et la direction du flux sanguin. Cela est possible parce que les ondes sonores qui frappent des objets en mouvement sont réfléchies à une fréquence modifiée. Les ondes sonores qui frappent un objet se déplaçant vers la source sonore (le transducteur) seront réfléchies à une fréquence plus élevée que les ondes sonores émises. Inversement, les ondes sonores qui frappent un objet s’éloignant de la source sonore seront réfléchies à une fréquence inférieure à celle des ondes sonores émises. La différence de fréquence entre les ondes sonores émises et réfléchies est appelée décalage Doppler (ou Doppler shift).
Les érythrocytes en mouvement modifient la fréquence des ondes sonores réfléchies. Les érythrocytes qui se dirigent vers le transducteur reflètent les ondes sonores à une fréquence plus élevée (codage rouge en Doppler couleur conventionnel), tandis que les érythrocytes qui s’éloignent du transducteur reflètent les ondes sonores à une fréquence plus basse (codage bleu), comme illustré dans la figure 1.
Le décalage Doppler et l’importance de l’angle d’incidence
Le décalage Doppler dépend de la vitesse du flux sanguin (v), de la fréquence des ultrasons émis (fe), de la fréquence des ultrasons réfléchis (fr), de la vitesse des ultrasons dans les tissus (c) et du cosinus de l’angle entre la direction du flux sanguin et l’onde ultrasonore réfléchie (cos θ). L’équation Doppler peut être formulée ainsi pour isoler la vitesse :
v = [c × (fr – fe)] / [2 × fe × cos ϴ]
La vitesse du son (c) dans le corps humain est constante (environ 1540 m/s). Le facteur critique clinique est l’angle d’incidence ϴ. Pour mesurer une vitesse maximale précise, le faisceau ultrasonore doit être aussi parallèle que possible au flux sanguin. Lorsque l’angle ϴ est de 0°, le cosinus est de 1, et la vitesse mesurée est exacte. Si l’angle augmente, le cosinus diminue, entraînant une sous-estimation significative de la vitesse réelle du flux sanguin. En pratique, on tolère un angle inférieur à 20°, car la sous-estimation reste négligeable (< 6%).
La vitesse et la direction du flux sanguin peuvent être calculées à l’aide de l’équation Doppler. Une optimisation de l’angle d’incidence est requise pour éviter de sous-estimer la sévérité d’une sténose.
Flux sanguin dans le cœur et les vaisseaux
Le profil d’écoulement du sang varie selon la localisation anatomique et la phase du cycle cardiaque. Un liquide s’écoulant dans un cylindre droit présente généralement un écoulement laminaire, ce qui signifie que la vitesse d’écoulement est la plus élevée au centre du cylindre et la plus faible le long des parois du cylindre (en raison des forces de friction). Le liquide s’écoule en couches concentriques, avec une vitesse qui diminue progressivement à mesure que l’on s’éloigne du centre du cylindre. Il en résulte une forme parabolique de l’écoulement (figure 2A). À l’entrée des gros vaisseaux ou des valves (chambre de chasse), le profil peut être plat (« plug flow »), où toutes les couches se déplacent à la même vitesse, avant de devenir parabolique plus loin.
La figure 2B illustre l’évolution du profil d’écoulement lorsque le diamètre du cylindre diminue. Comme le montre la figure, la différence de vitesse entre les couches se réduit à mesure que le diamètre diminue (le profil s’aplatit). Cela s’explique par le fait que la vitesse dans les couches extérieures augmente à mesure que le diamètre diminue pour conserver le débit. Lorsque l’écoulement se poursuit dans le cylindre, il reprend progressivement une forme parabolique.
Ces principes s’appliquent à l’évaluation des sténoses et des régurgitations valvulaires. Quelles que soient leur taille et leur localisation, les sténoses ont toujours le même effet sur le flux sanguin : la vitesse s’accélère juste avant la sténose (accélération pré-sténotique) et le flux devient turbulent après avoir franchi la sténose (turbulence post-sténotique). Comme le montre la figure 3, le jet de sang est le plus étroit juste après la sténose et cette partie est appelée vena contracta. Le diamètre de la vena contracta est légèrement inférieur au diamètre anatomique de l’orifice sténotique. C’est à cet endroit que la vitesse du flux est maximale (Vmax). Plus la sténose est prononcée (c’est-à-dire plus l’orifice est petit), plus l’accélération est importante pour maintenir le débit cardiaque constant.
L’équation de Bernoulli et les gradients de pression
L’application clinique la plus courante de l’effet Doppler est le calcul des gradients de pression à travers une valve sténotique ou une communication anormale. Ce calcul repose sur l’équation de Bernoulli, qui décrit la relation entre la vitesse et la pression dans un fluide en mouvement. Selon le principe de conservation de l’énergie, une augmentation de la vitesse du fluide (énergie cinétique) à travers un rétrécissement s’accompagne d’une chute de pression (énergie potentielle).
L’équation de Bernoulli complète est complexe et prend en compte l’accélération convective, l’accélération du flux et la friction visqueuse. Cependant, en pratique clinique cardiologique, ces termes sont négligeables, ce qui permet d’utiliser l’équation de Bernoulli simplifiée :
ΔP = 4 × v²
Où :
ΔP est le gradient de pression instantané (en mmHg).
v est la vitesse maximale du flux sanguin à travers la sténose (en m/s).
Cette relation simple permet de convertir directement une vitesse mesurée en Doppler continu (CW) en un gradient de pression. Par exemple, une vitesse maximale de 4 m/s à travers la valve aortique correspond à un gradient maximal de 4 × (4)² = 64 mmHg. Il est important de noter que le gradient mesuré par échocardiographie est le gradient instantané maximal, qui est physiologiquement légèrement supérieur au gradient « pic-à-pic » mesuré par cathétérisme, bien que les deux soient étroitement corrélés.
L’équation de continuité et le calcul des surfaces valvulaires
L’équation de continuité repose sur le principe de la conservation de la masse. Dans un système hydraulique fermé comme le système cardiovasculaire, le débit (volume de sang par unité de temps) qui entre dans une zone doit être égal au débit qui en sort, à condition qu’il n’y ait pas de perte de shunt entre les deux points. Le débit (Q) est le produit de la surface de section (A) et de la vitesse moyenne du flux (V).
Q = A1 × V1 = A2 × V2
Cette équation est la référence pour calculer la surface d’une valve sténotique, notamment la valve aortique. En mesurant la surface de la chambre de chasse du ventricule gauche (CCVG) et la vitesse du sang à cet endroit (V1), on peut calculer le débit d’éjection. Comme ce même débit traverse la valve aortique rétrécie, on peut déduire la surface de l’orifice aortique (A2) en mesurant la vitesse maximale à travers la valve (V2).
Surface Valvulaire = (SurfaceCCVG × ITVCCVG) / ITVValve
En pratique, on utilise l’Intégrale Temps-Vitesse (ITV ou VTI), qui représente la distance parcourue par la colonne de sang durant un cycle cardiaque, plutôt que la simple vitesse de pointe, pour une meilleure précision.
Calcul du Volume d’Éjection Systolique (VES) et du Débit Cardiaque
L’échocardiographie Doppler permet également une évaluation non invasive du débit cardiaque, un paramètre essentiel en soins intensifs et en cardiologie. Le principe est d’utiliser la technique Doppler pour mesurer le volume de sang éjecté à chaque battement à travers une structure cylindrique de diamètre connu, généralement la chambre de chasse du ventricule gauche (CCVG).
Le Volume d’Éjection Systolique (VES) est calculé comme suit :
VES (ml) = SurfaceCCVG (cm²) × ITVCCVG (cm)
La surface de la CCVG est calculée à partir de son diamètre (D) mesuré en mode 2D (Surface = π × (D/2)²), et l’ITV est obtenue par un tracé spectral Doppler pulsé au même niveau. Une fois le VES obtenu, le débit cardiaque (DC) est simplement :
DC (L/min) = (VES × Fréquence Cardiaque) / 1000
Cette méthode est robuste à condition que la mesure du diamètre de la chambre de chasse soit précise, car toute erreur sur le diamètre est mise au carré dans le calcul de la surface.