EP3468474A1 - Procede de mesure du debit cardiaque par echographie - Google Patents

Procede de mesure du debit cardiaque par echographie

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EP3468474A1
EP3468474A1 EP17727897.5A EP17727897A EP3468474A1 EP 3468474 A1 EP3468474 A1 EP 3468474A1 EP 17727897 A EP17727897 A EP 17727897A EP 3468474 A1 EP3468474 A1 EP 3468474A1
Authority
EP
European Patent Office
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cardiac output
images
contrast
signal
zone
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP17727897.5A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Michel SLAMA
Julien MAIZEL
Christophe BEYLS
Roger Bouzerar
Olivier BALEDENT
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Centre Hospitalier Universitaire D'amiens - Picardie
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Universite de Picardie Jules Verne
Original Assignee
Centre Hospitalier Universitaire D'amiens - Picardie
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Universite de Picardie Jules Verne
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Centre Hospitalier Universitaire D'amiens - Picardie, Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM, Universite de Picardie Jules Verne filed Critical Centre Hospitalier Universitaire D'amiens - Picardie
Publication of EP3468474A1 publication Critical patent/EP3468474A1/fr
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A61B8/065—Measuring blood flow to determine blood output from the heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
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    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agent, e.g. microbubbles introduced into the bloodstream
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    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
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    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
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    • A61K49/0004—Screening or testing of compounds for diagnosis of disorders, assessment of conditions, e.g. renal clearance, gastric emptying, testing for diabetes, allergy, rheuma, pancreas functions
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K49/00—Preparations for testing in vivo
    • A61K49/22—Echographic preparations; Ultrasound imaging preparations ; Optoacoustic imaging preparations
    • A61K49/222—Echographic preparations; Ultrasound imaging preparations ; Optoacoustic imaging preparations characterised by a special physical form, e.g. emulsions, liposomes
    • A61K49/223—Microbubbles, hollow microspheres, free gas bubbles, gas microspheres
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment

Definitions

  • the present invention relates to the measurement of cardiac output.
  • the cardiac output is the amount of blood ejected by the heart per minute, and is the product of the amount of blood ejected by the heart at each contraction, the stroke volume, by the heart rate. In people undergoing resuscitation or under anesthesia with hemodynamic instability and shock, this parameter should be carefully monitored. Different methods are used to measure cardiac output.
  • thermodilution One of the main techniques is the so-called “thermodilution” method.
  • a "Swan-Ganz” catheter is introduced from a large central vein and pushed into the right heart and then into the pulmonary artery. This catheter has exit apertures in the right atrium and the pulmonary artery.
  • Low-inertia thermistors are present on the catheter to measure small changes in blood temperature.
  • a bolus of cold liquid is injected through an orifice in the right atrium, cooling the blood a few tenths of a degree.
  • a variation in temperature is recorded at the end of the catheter, and has the appearance shown in Figure 1. The knowledge of the variation in temperature can calculate the cardiac output.
  • thermodilution techniques are invasive, since it is necessary to set up one or more intravascular catheters. Complications associated with such interventions are well known, including mechanical related to the difficulties of laying the catheter or catheters, such as the appearance of hematoma, pneumothorax or hemopericardium, as well as thromboembolic or infectious complications.
  • Cardiac output can also be measured by Doppler echocardiography (DTE).
  • DTE Doppler echocardiography
  • the ED calculates the flow velocity in the heart accurately.
  • the volume of systolic ejection can be calculated from two measurements: the diameter of the aorta D on the one hand and the time-velocity integral of the aortic flow VTIao recorded in pulsed Doppler.
  • a certain amount of blood is ejected into the aorta at a given speed. This volume of blood travels in the aorta a distance that is calculable if we know the average speed and duration of ejection.
  • the ED can measure this average speed and know the duration of ejection.
  • This technique is non-invasive, relatively uncomplicated to implement and the measured flow is well correlated with the measurement of the flow by thermodilution.
  • this technique can not be automated, and it is sometimes difficult to achieve transthoracic resuscitation because the echogenicity of the patient can be bad, that is to say, it is difficult to see the heart structures well.
  • the flow rate being obtained from a measurement of the diameter of the aorta squared, any error, even minimal at this level, can lead to significant errors in the calculation of the flow.
  • transthoracic echocardiography In cases where the heart can not be well visualized by transthoracic echocardiography, it is possible to use a probe that is placed in the esophagus. This technique is called transesophageal echocardiography. In the same way as by seeing transthoracic, it is possible to measure the diameter of the aorta and the flow in order to calculate the cardiac output.
  • echocardiographic techniques are not automatable and are operator-dependent.
  • some pathologies distort the measurement such as an abnormality of the aortic valve or the existence of an obstruction at the exit of the left ventricle.
  • International application WO 95/29705 discloses a method for measuring cardiac output, using ultrasonic images and intravenous injection of a contrast medium comprising microbeads.
  • the cardiac output is calculated by integrating a relationship between the time and the video density of the images obtained during the transit of the microbubbles as a function of the volume injected.
  • Numerous scientific articles teach to measure certain cardiac parameters by injecting a contrast product comprising microbeads, using the images acquired by echocardiography during the dilution of the product.
  • Yun et al's article “Usefulness of ultrasound contrast media for cardiac output measurement with echocardiography", Korean Journal of Veterinary Research, 2015, 55 (1): 47-52, uses scoring to segments of the area analyzed after injection of a contrast medium to improve visualization of areas of the heart, and uses a Simpson method to calculate cardiac output.
  • the aim of the invention is to meet this need and, in one of its aspects, it achieves it by means of a method for measuring cardiac output using an ultrasound machine, in which process:
  • a plurality of images of an area of the heart where a contrast medium has been injected is acquired by the ultrasound machine to, at different times,
  • the cardiac output is calculated from the value given to at least one parameter of a reference function, adjusted so that said function best describes the evolution of the measured intensity values.
  • intensity of the echography signal of the zone is meant information representative of the average gray level of the pixels on the image in the zone.
  • the invention provides a minimally invasive, easily automatable and reproducible cardiac output measurement.
  • the measurement can be reproduced, being non-dependent on an operator to perform measurements.
  • the method according to the invention can be used during the anesthesia of a patient at risk of instability. In intensive care, it is used in all hemodynamically unstable patients.
  • the invention makes use of the fact that the variation and the rate of disappearance of the contrast product is correlated with the cardiac output.
  • the recording of the ultrasound signal related to the passage of microbubbles in the area of the heart observed thus obeys physical laws that contain the information of the flow rate of the blood carrying the microbubbles.
  • the contrast medium is preferably a serum loaded with air microbubbles. Such a contrast product can be generated very easily and is completely absorbed in the body after the measurement.
  • the method of measuring the cardiac output can thus be preceded by the step of injecting air microbubbles as a contrast product. This injection can take place automatically, at regular intervals. After each injection, cardiac output can also be measured automatically. An alarm can be generated if an abnormal cardiac output value is detected.
  • This method can be implemented also on the animal, with the possible sacrifice of the animal.
  • the method according to the invention is adapted to be implemented in real time, enabling the medical team to react as quickly as possible according to the calculated value of the cardiac output. It can be implemented automatically at regular intervals to monitor the patient's condition.
  • the invention can be implemented by transthoracic or transesophageal echocardiography.
  • the contrast medium is introduced through the right atrium via venous access.
  • This access may be a jugular vein, located at the neck, or by the femoral vein where the contrast increases more slowly, or a peripheral vein.
  • the invention also relates to a device for producing air microbubbles as a contrast medium, in particular for implementing the cardiac output measurement method according to the invention as defined above.
  • the device comprising:
  • the device for producing a contrast product according to the invention can be adapted to an existing ultrasound device or be part of an independent system.
  • the contrast medium is preferably a sterile mixture of serum and air, containing in particular between 5 ml and 10 ml of saline and between 0.5 ml and 1 ml of air, for example 4 ml of serum and 0.5 ml. air.
  • the valve can be controlled automatically in opening once the cycle of depressions and re-releases at ambient pressure is completed, for the injection of serum loaded with microbubbles of air.
  • the air microbubbles formed by the mixture do not pass from the right ventricle to the left ventricle, being stopped by the lungs. Microbubbles have a short life cycle, making the presence of contrast medium ephemeral in the area of the heart where it is injected.
  • the plurality of images of the area of the heart where the contrast product has been injected is acquired by the ultrasound machine, at different times, preferably by noting the time spacing between these images.
  • the images can be saved in DICOM format (for "Digital Imaging and Communications in Medicine"), a standard for the computer management of data from medical imaging.
  • DICOM format for "Digital Imaging and Communications in Medicine”
  • the images are recorded in any possible export format, for example video.
  • An MIP-type intermediate image for "Maximim Intensity Projection" can be created to evaluate the extent of contrast on the image.
  • the region of interest of the heart zone can be determined manually or automatically, being transferred to all the images acquired temporally.
  • the outline of the region of interest is for example circular, oval, polygonal, or other, and for example follows the morphology of the right cavities.
  • the intensity of the signal is for example obtained by averaging the gray levels of the pixels of the image within this contour.
  • a signal representing the growth and decay, over time, of intensity values of the observed area, extracted from the images can be obtained.
  • the envelope of this signal is advantageously similar to the signal obtained by the known thermodilution technique.
  • a formula identical to that used for thermodilution, applied to this signal in its entirety, can then be used to calculate the cardiac output.
  • a signal representing only the decay, over time, of the intensity values of the zone, extracted from the images is obtained. These signals highlight the evolution of the contrast product injected into the area of the heart under study.
  • This ratio k corresponds to the decay parameter of the reference function.
  • the cardiac output is thus calculated from the value given to the decay parameter k, adjusted so that the reference function above best describes the evolution of the measured intensity values.
  • the maximum S max of the signal can be defined, as well as the time T max corresponding.
  • the signal can thus be normalized by the maximum Smax and recaled on the abscissa with respect to the corresponding time T max .
  • a low pass filter can be applied to the curve of the contrast decay signal to smooth the curve.
  • the decay parameter k is directly related to the volume / area of the cavity observed. If this volume is very large, there is an underestimation of the value of the parameter k thus measured calculated cardiac output.
  • the value of the decay parameter k can be corrected by multiplying it by the ratio of the surface of the cavity to the average surface normally observed for this cavity.
  • the average surface normally observed for the cavities can be obtained by averaging the surfaces obtained for a certain number of so-called standard patients according to the ultrasound recommendations.
  • the method can thus include the step of determining the extent of the area of interest for measuring the intensity of the ultrasound signal and calculating the cardiac output taking into account this range, or by applying a patch for reduce the measured values to values comparable to those obtained for a reference area of reference, or by using different reference curves as a function of the extent of the area observed.
  • a computer program product for the implementation of the cardiac output measuring method using an ultrasound apparatus as defined above, the computer program product comprising code instructions that, when executed by a processor, cause:
  • a plurality of images of a region of the heart where a contrast agent was injected to is acquired by ultrasound apparatus, at different times,
  • the cardiac output is calculated from the value given to at least one parameter of a reference function, adjusted so that said function best describes the evolution of the measured intensity values.
  • the computer program product according to the invention can be integrated into an echocardiography device, in particular being recorded on an electronic card comprising a microprocessor integrated in the echocardiography apparatus.
  • the computer program product is integrated with an external system.
  • FIG. 1 represents the evolution over time of a temperature signal obtained by the thermodilution method of the prior art
  • FIG. 2 illustrates steps of implementation of an exemplary method according to the invention
  • FIG. 3 represents transoesophageal echocardiography images used for the implementation of the invention, with the contour of the area of interest materialized,
  • FIG. 4 represents a device according to the prior art for producing the contrast product
  • FIG. 5 represents a device according to the invention for producing the contrast product
  • FIG. 6 illustrates the appearance of the contrast related to the use of the contrast product
  • FIGS. 7A and 7B show timing diagrams of intensity value signals obtained by applying the method according to the invention
  • FIG. 8A represents an example of a contrast evolution signal obtained according to the invention and adjusted
  • FIGS. 9a to 9d illustrate another example of comparison of signals obtained according to the invention and according to the prior art
  • FIGS. 10a and 10b show the decay signal of the intensity values obtained by applying a method according to the invention
  • FIG. 11 represents another example of a decay signal, after normalization, and before and after filtering
  • FIG. 12 illustrates the adjustment of the reference function to make it correspond to the decay curve of FIG. 11 after filtering
  • FIG. 13 represents the correlation between the cardiac output measured by thermodilution and the decay parameter k
  • FIG. 14 is a curve representing the cardiac output calculated as a function of the decay parameter k, for patients having a standard right atrium surface,
  • FIG. 15 shows the inclusion on the curve of FIG. 14 of a patient having a dilated right atrium (area 28 cm 2 )
  • Figure 16 represents the curve of Figure 15 with corr e cting decay parameter k.
  • FIG. 2 shows various steps for implementing the method for measuring cardiac output of a heart according to the invention.
  • the patient is prepared for echocardiography, to allow, among other things, the measurement of his cardiac output.
  • a transesophageal echocardiography probe is used to obtain a visualization of the right atrium OD, as shown in FIG.
  • one or more serum syringes for example five, containing 4 ml of saline and 0.5 ml of air, are prepared.
  • the invention is not limited to a particular type of contrast product, even though a serum / air mixture is very largely preferred.
  • the contrast product may be produced using the device as illustrated in FIG. 4, comprising two syringes 2 and 3, connected to a three-way valve 4.
  • the serum contained in the first syringe 2 is propelled towards the second syringe 3 , empty, then reinjected into the first syringe 2 to obtain a homogeneous solution containing microbubbles of air.
  • a device 10 according to the invention as shown in Figure 5 having a single syringe 5, connected to a valve 7 and an extension 6, to be connected to the injection catheter.
  • the piston 5a of the syringe 5 can be actuated automatically several times in a row, by a mechanism not shown, by example ten times, to form air microbubbles. With each pull of the piston 5a, a depression is created in the syringe, then the piston 5a is released to break the vacuum.
  • valve 7 is opened, and the serum containing the microbubbles of air is injected.
  • Stage 12 in FIG. 2 corresponds to the injection of the contrast medium via a jugular vein catheter or via the injection route located on the Swan-Ganz introducer introducer valve.
  • a recording of a plurality of images is made from the beginning of the injection until complete disappearance of the ultrasound contrast.
  • An example of a contrast test according to the invention is shown in FIG.
  • Each image is analyzed in terms of signal contrast by image analysis.
  • the region of interest which is delimited by an oval contour in FIG. 3 is placed on the ultrasound images, as a function of the experimental conditions, in particular of the injection site. .
  • the intensity of the ultrasound signal corresponds to the average of the gray levels of the pixels located in the region of interest.
  • This signal A which corresponds to the arrival of the contrast product and then to its departure is modulated by the heartbeat.
  • the envelope of the signal A is similar to the signal obtained by the thermodilution technique, represented in FIG. 1.
  • the cardiac output is then calculated during a step 16.
  • thermodilution method In order to compare with the thermodilution method, at least three syringes of 5 to 10 ml of microbubble solution were used, and the experiment was repeated with each of these syringes. The contents of each syringe are injected into the right atrium using a catheter. The thermodilution cardiac output is obtained with the temperature decrease curve, as previously stated.
  • thermodilution signals can be adjusted by a reference curve, produced by a decreasing exponential and a power of time, as previously described.
  • An example of adjustment is shown in Figure 8A by the dashed line.
  • FIG. 9 shows a type of signal A from which the points of the envelope have been extracted and superimposed on the corresponding thermo dilution curve. The superposition is remarkable. This confirms the similarity between the curves obtained by the prior art and by the invention, and shows that the dispersion of a contrast product can serve as a basis for measuring the cardiac output.
  • a second signal B represented in FIG. 7B, is obtained, where only the contrast decay is recorded.
  • the decay is adjusted by an exponential equation, as previously described.
  • An example of a signal B extracted from ultrasound images of a patient is shown in curve (a) of FIG. 10.
  • the origin of the curve as abscissa is shifted, before adjustment by the reference function, after having determined the maximum of the signal S max and the corresponding time T max , as visible on the curve (b) of FIG. 10.
  • the adjustment of the curve by a decreasing exponential function of the decay parameter k is satisfactory.
  • a low-pass filtering of the contrast-decreasing signal B is carried out and leads to the curve (b) of FIG. 11.
  • an adjustment by the reference function of the signal B is advantageously carried out, from the curve (b) of FIG. 11 in the example considered, as illustrated in FIG. 12.
  • the best fit is sought while playing on the value of the parameter k, so that the reference function best describes the evolution of the intensity values measured.
  • the correlation between the cardiac output and the decay parameter k is established from values of the parameter k whose flow rate measured in thermo dilution is known, as represented in FIG. 13. These preliminary results indicate an excellent correlation between the flow rate measured in thermo dilution and the parameter k measured according to the invention, with an error p less than 5.10 -4 .
  • the curves of FIGS. 14 to 16 show examples of cardiac output calculated as a function of the decay parameter k, according to the size of the right atrium of the patient.
  • Figure 14 corresponds to patients having a right atrial extent less than 18 cm 2 .
  • the value obtained for a patient having a right atrium with an extent of 28 cm 2 was included on this curve in Figure 15.
  • the decay parameter k is in this case overestimated.
  • the decay parameter k is then advantageously corrected, for example by the ratio of the area of interest area observed to the average surface normally observed for this zone.
  • the invention can be used on patients hospitalized in medical intensive care for a state of shock and / or respiratory distress.
  • the measurement must be made after stabilization of the hemodynamic state, that is to say, it does not undergo a change in blood pressure, or heart rate, no therapeutic modification, no change in the respirator setting if necessary, for more than one hour.
  • a transesophageal echocardiography probe can be put in place and the measurements made. The probe can be left in place to monitor the patient's hemodynamic status.

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Abstract

Procédé de mesure du débit cardiaque utilisant un appareil à échographie, procédé dans lequel : une pluralité d'images d'une zone du cœur où un produit de contraste a été injecté est acquise par l'appareil à échographie, à différents instants, des valeurs de l'intensité de la zone sont extraites des images, et le débit cardiaque est calculé à partir de la valeur donnée à au moins un paramètre (k) d'une fonction de référence, ajusté pour que ladite fonction décrive au mieux l'évolution des valeurs d'intensité mesurées.

Description

Procédé de mesure du débit cardiaque par échographie
La présente invention concerne la mesure du débit cardiaque.
Le débit cardiaque représente la quantité de sang éjectée par le cœur par minute, et correspond au produit de la quantité de sang éjectée par le cœur à chaque contraction, soit le volume d'éjection systolique, par la fréquence cardiaque. Chez les personnes en réanimation ou sous anesthésie avec instabilité hémodynamique et état de choc, ce paramètre doit être surveillé avec attention. Différentes méthodes permettent de mesurer le débit cardiaque.
L'une des principales techniques est la méthode dite de « thermodilution ». Un cathéter dit de « Swan-Ganz » est introduit depuis une grosse veine centrale et poussé dans le cœur droit puis dans l'artère pulmonaire. Ce cathéter présente des orifices de sortie au niveau de l'oreillette droite et de l'artère pulmonaire. Des thermistances à faible inertie sont présentes sur le cathéter pour mesurer de faibles variations de la température du sang. Un bolus de liquide froid est injecté par un orifice dans l'oreillette droite, refroidissant le sang de quelques dixièmes de degrés. Une variation de température est enregistrée à l'extrémité du cathéter, et présente l'allure représentée à la figure 1. La connaissance de la variation de la température permet de calculer le débit cardiaque. De très nombreuses études chez l'animal et chez l'homme ont validé cette technique de mesure et en ont fait la technique de référence de mesure du débit cardiaque, en particulier chez les patients en réanimation. Une variante dite de thermodilution transpulmonaire, a aussi été développée, permettant et de recueillir les variations de température au niveau d'une grosse artère.
Ces techniques de thermodilution sont invasives, puisqu'il est nécessaire de mettre en place un ou plusieurs cathéters intravasculaires. Les complications associées à de telles interventions sont bien connues, notamment d'ordre mécanique liées aux difficultés de pose du ou des cathéters, telles que l'apparition d'hématome, de pneumothorax ou d'hémopéricarde, ainsi que des complications thromboemboliques ou infectieuses.
Le débit cardiaque peut aussi se mesurer par échocardiographie Doppler (ED). L'ED permet de calculer la vitesse des flux dans le cœur avec précision. Le volume d'éjection systolique peut être calculé à partir de deux mesures : le diamètre de l'aorte D d'une part et l'intégrale temps-vitesse du flux aortique VTIao enregistrée en Doppler puisé. Lors de la contraction du ventricule gauche, une certaine quantité de sang est éjectée dans l'aorte à une vitesse donnée. Ce volume de sang parcourt dans l'aorte une distance qui est calculable si l'on connaît la vitesse moyenne et la durée d'éjection. L'ED permet de mesurer cette vitesse moyenne et de connaître la durée d'éjection. Il est ainsi possible de calculer la distance parcourue par une colonne de sang dans l'aorte, assimilée à un cylindre. Le débit cardiaque Qc est obtenu en multipliant ce volume par la fréquence cardiaque selon la formule Qc = (πϋ2/4) x VTIao x Fc. Cette technique est non invasive, relativement peu complexe à mettre en oeuvre et le débit mesuré est bien corrélé à la mesure du débit par thermodilution. Néanmoins, cette technique ne peut être automatisée, et elle est parfois difficile à réaliser en réanimation par voie transthoracique car l'échogénicité du patient peut se révéler mauvaise, c'est-à-dire qu'il est difficile de bien voir les structures cardiaques. De plus, le débit étant obtenu à partir d'une mesure du diamètre de l'aorte porté au carré, toute erreur même minime à ce niveau peut engendrer des erreurs importantes sur le calcul du débit.
Dans les cas où le cœur ne peut être bien visualisé par échocardiographie transthoracique, il est possible d'utiliser une sonde que l'on place dans l'œsophage. Cette technique est appelée échocardiographie transoesophagienne. De la même façon que par voir transthoracique, il est possible de mesurer le diamètre de l'aorte et le flux afin de calculer le débit cardiaque.
Ces techniques par échocardiographie ne sont pas automatisables et sont opérateur-dépendantes. En outre, certaines pathologies faussent la mesure comme une anomalie de la valve aortique ou l'existence d'une obstruction à la sortie du ventricule gauche.
La demande internationale WO 95/29705 décrit une méthode pour mesurer le débit cardiaque, utilisant des images ultrasoniques et l'injection en intraveineuse d'un produit de contraste comprenant des microbilles. Le débit cardiaque est calculé en intégrant une relation entre le temps et la vidéo-densité des images obtenues au cours du transit des microbulles en fonction du volume injecté.
Lors d'une échocardiographie, il est fréquent d'avoir à rechercher un trou pathologique entre la partie droite du cœur et sa partie gauche, appelé foramen ovale perméable, montrant une communication interauriculaire ou interventriculaire. Pour ce faire, un mélange de 90% de sérum salé et 10% d'air est utilisé, réalisé en utilisant deux seringues et en poussant la mixture d'une seringue à l'autre afin d'obtenir un soluté avec une multitude de microbulles en suspension. Ce mélange, injecté par une veine, permet de réfléchir de façon intense les ultrasons, créant un véritable produit de contraste visible en échographie lorsqu'il arrive dans le cœur. Si ce produit passe de la partie droite du cœur à la partie gauche, c'est qu'il existe un trou dans le cœur. Ce contraste disparait progressivement. En l'absence de trou, la solution se dilue dans le sang et ne passe pas les capillaires pulmonaires.
De nombreux articles scientifiques enseignent de mesurer certains paramètres cardiaques par injection d'un produit de contraste comprenant des microbilles, en utilisant les images acquises par échocardiographie au cours de la dilution du produit.
L'article de Mehta et al. « Validation of a novel method for cardiac output estimation by CT coronography angiography » décrit la corrélation entre le débit cardiaque et l'atténuation du contraste de la racine aortique après injection de microbilles. L'évolution de la concentration de produit au cours du temps est déterminée par l'utilisation de régions d'intérêt sur les images acquises.
L'article de Yun et al « Usefulness of ultrasound contrast média for cardiac output measurement with echocardiography », Korean Journal of Veterinary Research, 2015, 55(1) : pages 47-52, utilise l'attribution de scores à des segments de la zone analysée après injection d'un produit de contraste pour améliorer la visualisation de zones du cœur, et utilise une méthode de Simpson pour calculer le débit cardiaque.
L'article de Jansen et al « Novel ultrasound contrast agent dilution method for the assessment of ventricular éjection fraction », European Journal of Echocardiography, 2008, vol 9, pages 489-493, décrit l'utilisation de courbes d'indicateur de dilution après injection de microbilles pour mesurer la fraction d'éjection ventriculaire, correspondant au volume de sang éjecté.
L'article de Choi et al « Estimation of cardiac output and pulmonary vascular résistance by contrast echocardiography transit time measurement: a prospective pilot study», publié dans Cardiovascular Ultrasound, 2014, 12 :44, montre une corrélation entre le temps de transit du produit de contraste et le débit cardiaque, en utilisant le temps de transit de microbilles entre les côtés droit et gauche du cœur.
L'article de Mischi et al « Videodensitometric methods for cardiac output measurements », publié dans EURASIP Journal on Applied Signal Processing 2003 :5, pages 479 à 489, décrit une méthode de mesure expérimentale du débit cardiaque réalisée in vitro, utilisant un sac plastique pour modéliser la zone de mesure, un produit de contraste Sono Vue™, étant un gaz stabilisé et ayant un cycle de vie plutôt long, et un modèle théorique de dilution fondé sur un cylindre infini non déformable exempt de recirculation. Cet article met en avant un algorithme de type statistique de mise en correspondance des courbes de dilution.
Il subsiste un besoin pour améliorer encore les méthodes permettant de mesurer le débit cardiaque, afin d'avoir une technique peu invasive, automatisée et fiable.
L'invention a pour but de répondre à ce besoin et elle y parvient, selon l'un de ses aspects, grâce à un procédé de mesure du débit cardiaque utilisant un appareil à échographie, procédé dans lequel :
une pluralité d'images d'une zone du cœur où un produit de contraste a été injecté est acquise par l'appareil à échographie, à différents instants,
des valeurs de l'intensité du signal d'échographie de la zone sont extraites des images, et
- le débit cardiaque est calculé à partir de la valeur donnée à au moins un paramètre d'une fonction de référence, ajusté pour que ladite fonction décrive au mieux l'évolution des valeurs d'intensité mesurées.
Par « intensité du signal d'échographie de la zone » on désigne une information représentative du niveau de gris moyen des pixels sur l'image dans la zone.
L'invention permet d'obtenir une mesure du débit cardiaque peu invasive, facilement automatisable et reproductible. La mesure peut être reproduite, étant non dépendante d'un opérateur pour effectuer des mesures. Le procédé selon l'invention peut être utilisé lors de l'anesthésie d'un patient à risque d'instabilité. En réanimation, il est utilisable chez tous les patients instables hémodynamiquement.
De la même façon que la variation de température lors de la thermodilution permet de mesurer le débit cardiaque, l'invention exploite le fait que la variation et la vitesse de disparition du produit de contraste est corrélée au débit cardiaque. L'enregistrement du signal échographique lié au passage des microbulles dans la zone du cœur observée obéit ainsi à des lois physiques qui contiennent l'information du débit d'écoulement du sang transportant les microbulles.
Grâce à l'invention, il est ainsi possible en analysant de façon automatique la vitesse de disparition du produit de contraste, d'obtenir la mesure du débit cardiaque. Le produit de contraste est de préférence constitué par un sérum chargé de microbulles d'air. Un tel produit de contraste peut être généré très facilement et se résorbe entièrement dans l'organisme après la mesure.
Le procédé de mesure du débit cardiaque peut ainsi être précédé de l'étape d'injection de microbulles d'air en tant que produit de contraste. Cette injection peut avoir lieu de façon automatisée, à intervalles réguliers. Après chaque injection, le débit cardiaque peut également être mesuré de façon automatisée. Une alarme peut être générée en cas de détection d'une valeur de débit cardiaque anormale.
Ce procédé peut être mis en œuvre également sur l'animal, avec le cas échéant sacrifice de l'animal.
Le procédé selon l'invention est adapté à être mis en œuvre en temps réel, permettant à l'équipe médicale de réagir au plus vite selon la valeur calculée du débit cardiaque. Il peut être mis en œuvre de façon automatisée à intervalles réguliers pour surveiller l'état du patient.
L'invention peut être mise en œuvre par échocardiographie transthoracique ou transoesophagienne.
Le produit de contraste est introduit par l'oreillette droite par l'intermédiaire d'un accès veineux. Cet accès pourra être une veine jugulaire, située au niveau du cou, ou par la veine fémorale où le contraste augmente plus lentement, ou une veine périphérique.
L'observation du contraste et les mesures de l'intensité du signal échographique s'effectuent au niveau de l'oreillette droite et /ou du ventricule droit. Ces cavités cardiaques se déforment avec les systoles et diastoles. La sortie du sang de ces cavités cardiaques se fait à travers des valves qui s'ouvrent et se ferment avec la fréquence cardiaque.
Réalisation du produit de contraste
L'invention porte encore, selon un autre de ses aspects, sur un dispositif de réalisation de microbulles d'air comme produit de contraste, notamment pour la mise en œuvre du procédé de mesure de débit cardiaque selon l'invention tel que défini plus haut, le dispositif comportant :
- une seringue, reliée à un robinet,
un mécanisme pour actionner automatiquement le piston de la seringue plusieurs fois d'affilée, par exemple entre cinq et vingt fois, en tirant le piston robinet fermé pour créer une dépression au sein de la seringue, puis en relâchant la traction afin de casser la dépression.
L'utilisation d'un tel dispositif pour réaliser le produit de contraste permet d'obtenir sur l'image obtenue en échographie un contraste standard et reproductible, non opérateur-dépendant.
Le dispositif de réalisation d'un produit de contraste selon l'invention peut être adapté à un appareil d' échographie existant ou faire partie d'un système indépendant.
Le produit de contraste est de préférence un mélange stérile de sérum et d'air, contenant notamment entre 5 ml et 10 ml de sérum salé et entre 0.5 ml et 1 ml d'air, par exemple 4 ml de sérum et 0,5 ml d'air.
Le robinet peut être commandé automatiquement en ouverture une fois que le cycle de dépressions et de remises à pression ambiante est terminé, pour l'injection du sérum chargé de microbulles d'air.
Une fois le produit de contraste injecté, les microbulles d'air formées par le mélange ne passent pas du ventricule droit au ventricule gauche, étant arrêtées par les poumons. Les microbulles ont un cycle de vie court rendant éphémère la présence du produit de contraste dans la zone du cœur où il est injecté.
Analyse des images
La pluralité d'images de la zone du cœur où le produit de contraste a été injecté est acquise par l'appareil à échographie, à différents instants, de préférence en notant l'espacement temporel entre ces images.
Les images peuvent être enregistrées au format DICOM (pour « Digital Imaging and Communications in Medicine » en anglais), norme standard pour la gestion informatique des données issues de l'imagerie médicale. En variante, les images sont enregistrées dans tout format d'export possible, par exemple vidéo.
Une image intermédiaire de type MIP, pour « Maximim Intensity Projection », peut être créée pour évaluer l'extension du contraste sur l'image.
La région d'intérêt de la zone du cœur peut être déterminée manuellement ou de façon automatique, étant reportée sur l'ensemble des images acquises temporellement.
Le contour de la région d'intérêt est par exemple circulaire, ovale, polygonal, ou autre, et suit par exemple la morphologie des cavités droites. L'intensité du signal est par exemple obtenue en moyennant les niveaux de gris des pixels de l'image à l'intérieur de ce contour.
L'évolution du contraste au cours du temps à partir des valeurs d'intensité de chaque image, notamment au niveau de la région d'intérêt, est avantageusement enregistrée.
Calcul du débit cardiaque
Un signal représentant la croissance et la décroissance, au cours du temps, des valeurs d'intensité de la zone observée, extraites des images, peut être obtenu. Ce signal peut être ajusté par une courbe de référence, produit d'une exponentielle décroissante et d'une puissance du temps : y— CL. . 6 ^ . (k>0 ; b > ou = à 0)
L'enveloppe de ce signal est avantageusement similaire au signal obtenu par la technique connue de thermodilution. Une formule identique à celle utilisée pour la thermodilution, appliquée à ce signal dans son entier, peut alors être utilisée pour calculer le débit cardiaque.
Dans une variante, un signai représentant uniquement la décroissance, au cours du temps, des valeurs de l'intensité de la zone, extraites des images, est obtenu. Ces signaux mettent en évidence l'évolution du produit de contraste injecté dans la zone du cœur sous étude.
La fonction de référence pour déterminer la quantité de produit de contraste Q(t) présent dans une cavité d'où il s'écoule, par bilan de masse, peut s'exprimer comme suit : dQ(t) = -r. c(t). dt = -τ. ^ - . dt
ce qui entraîne Q(i) = Q0. e~kt où k = r/V représente le ratio entre le débit de sortie r et V le volume de la zone observée.
Ce ratio k correspond au paramètre de décroissance de la fonction de référence.
Le débit cardiaque est ainsi calculé à partir de la valeur donnée au paramètre de décroissance k, ajusté pour que la fonction de référence ci-dessus décrive au mieux l'évolution des valeurs d'intensité mesurées.
Dans le cas où le signai représentant uniquement la décroissance du contraste est enregistré, le maximum Smax du signal peut être défini, ainsi que le temps Tmax lui correspondant. Le signal peut ainsi être normalisé par le maximum Smax et recalé en abscisses par rapport au temps Tmax correspondant. Un filtre passe-bas peut être appliqué sur la courbe du signal de décroissance du contraste, afin de lisser la courbe.
Relation entre le paramètre k et la taille de la zone étudiée
Le paramètre de décroissance k est directement lié au volume/surface de la cavité observée. Si ce volume est très grand, il y a une sous-estimation de la valeur du paramètre k mesuré donc du débit cardiaque calculé.
Pour les patients ayant des cavités de volume anormalement élevé, notamment l'oreillette, la valeur du paramètre de décroissance k peut être corrigée en la multipliant par le rapport de la surface de la cavité sur la surface moyenne normalement observée pour cette cavité.
La surface moyenne normalement observée pour les cavités peut être obtenue en faisant la moyenne des surfaces obtenues pour un certain nombre de patients dits standards selon les recommandations échographiques.
Le procédé peut ainsi comporter l'étape consistant à déterminer l'étendue de la zone d'intérêt servant à la mesure de l'intensité du signal échographique et à calculer le débit cardiaque en tenant compte de cette étendue, soit en appliquant un correctif pour ramener les valeurs mesurées à des valeurs comparables à celles obtenues pour une zone d'étendue de référence, soit en utilisant différentes courbes de référence en fonction de l'étendue de la zone observée.
Produit programme d'ordinateur
L'invention porte encore, selon un autre de ses aspects, sur un produit programme d'ordinateur pour la mise en œuvre du procédé de mesure du débit cardiaque utilisant un appareil à échographie tel que défini précédemment, le produit programme d'ordinateur comportant des instructions de code qui, lorsqu'exécutées par un processeur, font que :
une pluralité d'images d'une zone du cœur où un produit de contraste a été injecté est acquise par l'appareil à échographie, à différents instants,
des valeurs de l'intensité de la zone sont extraites des images, et
- le débit cardiaque est calculé à partir de la valeur donnée à au moins un paramètre d'une fonction de référence, ajusté pour que ladite fonction décrive au mieux l'évolution des valeurs d'intensité mesurées. Les caractéristiques énoncées ci-dessus pour le procédé selon l'invention s'appliquent au produit programme d'ordinateur.
Le produit programme d'ordinateur selon l'invention peut être intégré à un appareil d'échocardiographie, étant notamment enregistré sur une carte électronique comportant un microprocesseur, intégrée dans l'appareil d'échocardiographie. Dans une variante, le produit programme d'ordinateur est intégré à un système externe.
Description détaillée
L'invention pourra être mieux comprise à la lecture de la description détaillée qui va suivre, d'exemples de mise en œuvre non limitatifs de celle-ci, et à l'examen du dessin annexé, sur lequel :
- la figure 1 représente l'évolution dans le temps d'un signal de température obtenu par la méthode de thermodilution de l'art antérieur,
- la figure 2 illustre des étapes de mise en œuvre d'un exemple de procédé selon l'invention,
- la figure 3 représente des images d'échocardiographie transoesophagienne utilisées pour la mise en œuvre de l'invention, avec matérialisation du contour de la zone d'intérêt,
- la figure 4 représente un dispositif selon l'art antérieur pour la réalisation du produit de contraste,
- la figure 5 représente un dispositif selon l'invention pour la réalisation du produit de contraste,
- la figure 6 illustre l'apparition du contraste lié à l'utilisation du produit de contraste,
- les figures 7A et 7B représentent des chronogrammes de signaux de valeurs d'intensité obtenus en appliquant le procédé selon l'invention,
- la figure 8A représente un exemple de signal d'évolution du contraste obtenu selon l'invention et ajusté,
- les figures 9a à 9d illustrent un autre exemple de comparaison de signaux obtenus selon l'invention et selon l'art antérieur,
- les figures 10a et 10b représentent le signal de décroissance des valeurs d'intensité obtenu en appliquant un procédé selon l'invention, - la figure 11 représente un autre exemple de signal de décroissance, après normalisation, et avant et après filtrage,
- la figure 12 illustre l'ajustement de la fonction de référence pour la faire correspondre à la courbe de décroissance de la figure 11 après filtrage,
- la figure 13 représente la corrélation entre le débit cardiaque mesuré par thermodilution et le paramètre de décroissance k,
- la figure 14 est une courbe représentant le débit cardiaque calculé en fonction du paramètre de décroissance k, pour des patients ayant une surface d'oreillette droite standard,
- la figure 15 représente l'inclusion sur la courbe de la figure 14 d'un patient ayant une oreillette droite dilatée (surface 28 cm2)
- la figure 16 représente la courbe de la figure 15 avec correction du paramètre de décroissance k.
On a représenté à la figure 2 différentes étapes permettant la mise en œuvre du procédé de mesure du débit cardiaque d'un cœur selon l'invention.
Lors d'une première étape 11, le patient est préparé pour une échocardiographie, pour permettre, entre autres, la mesure de son débit cardiaque.
Dans un exemple de mise en œuvre de l'invention, une sonde d'échocardiographie transoesophagienne est utilisée afin d'obtenir une visualisation de l'oreillette droite OD, comme représenté à la figure 3.
Au préalable, une ou plusieurs seringues de sérum, par exemple cinq, contenant 4ml de sérum salé et 0,5ml d'air, sont préparées. L'invention n'est pas limitée à un type de produit de contraste particulier, même si un mélange sérum/air est très largement préféré.
Le produit de contraste peut être réalisé en utilisant le dispositif tel qu'illustré à la figure 4, comportant deux seringues 2 et 3, reliées à un robinet trois voies 4. Le sérum contenu dans la première seringue 2 est propulsé vers la deuxième seringue 3, vide, puis réinjectée dans la première seringue 2 afin d'obtenir une solution homogène contenant des microbulles d'air.
En variante un dispositif 10 selon l'invention tel que représenté à la figure 5 est utilisé, comportant une unique seringue 5, reliée à un robinet 7 et à un prolongateur 6, destiné à être connecté au cathéter d'injection. Le piston 5a de la seringue 5 peut être actionné automatiquement plusieurs fois d'affilée, par un mécanisme non représenté, par exemple dix fois, pour former les microbulles d'air. A chaque traction du piston 5a, une dépression est créée dans la seringue, puis le piston 5a est relâché pour casser le vide.
Ensuite, le robinet 7 est ouvert, et le sérum contenant les microbulles d'air est injecté.
L'étape 12 sur la figure 2, correspond à l'injection du produit de contraste via un cathéter dans une veine jugulaire ou par la voie d'injection située sur le Désilet introducteur du cathéter de Swan-Ganz.
Lors d'une étape 13, un enregistrement d'une pluralité d'images est effectué depuis le début de l'injection jusqu'à disparition complète du contraste en échographie. Un exemple d'épreuve de contraste selon l'invention est représenté à la figure 6.
Chaque image est analysée en termes de contraste du signal par une analyse d'image. Dans l'exemple considéré lors d'une étape 14, la région d'intérêt qui est délimitée par un contour ovale sur la figure 3, est placée sur les images d'échographie, en fonction des conditions expérimentales, notamment du site d'injection.
L'intensité du signal d'échographie correspond à la moyenne des niveaux de gris des pixels situés dans la région d'intérêt.
L'évolution du signal A obtenu lorsque l'injection est effectuée loin de l'oreillette droite, notamment en veine fémorale, est représentée à la figure 7 A. On observe une croissance et une décroissance de l'intensité du signal dans la région d'intérêt, en fonction du temps. Ce signal A qui correspond à l'arrivée du produit de contraste puis à son départ est modulé par les battements cardiaques. L'enveloppe du signal A est similaire au signal obtenu par la technique de thermodilution, représenté à la figure 1. Le débit cardiaque est ensuite calculé lors d'une étape 16.
Afin de réaliser la comparaison avec la méthode de mesure par thermodilution, au moins trois seringues de 5 à 10 ml de solution de microbulles ont été utilisées, et l'expérience a été répétée avec chacune de ces seringues. Le contenu de chaque seringue est injecté dans l'oreillette droite à l'aide d'un cathéter. Le débit cardiaque par thermodilution est obtenu avec la courbe de décroissance de la température, comme précédemment exposé.
Les signaux A et de thermodilution peuvent être ajustés par une courbe de référence, produit d'une exponentielle décroissante et d'une puissance du temps, comme précédemment décrit. Un exemple d'ajustement est représenté à la figure 8 A par la courbe en pointillés.
En figure 9, est représenté un type de signal A, dont on a extrait les points de l'enveloppe que l'on a superposés à la courbe de thermo dilution correspondante. La superposition est remarquable. Cela confirme la similarité entre les courbes obtenues par l'art antérieur et par l'invention, et montre que la dispersion d'un produit de contraste peut servir de base à la mesure du débit cardiaque.
Dans une variante ou en combinaison, un deuxième signal B, représenté à la figure 7B, est obtenu, où seule la décroissance de contraste est enregistrée. Dans ce cas, la décroissance est ajustée par une équation exponentielle, comme décrit précédemment. Un exemple de signal B extrait d'images d'échographie d'un patient est représenté sur la courbe (a) de la figure 10. L'origine de la courbe en abscisse est décalée, avant ajustement par la fonction de référence, après avoir déterminé le maximum du signal Smax et le temps Tmax correspondant, comme visible sur la courbe (b) de la figure 10. L'ajustement de la courbe par une exponentielle décroissante fonction du paramètre de décroissance k est satisfaisant.
Dans l'exemple considéré, lors d'une étape 15, un filtrage passe-bas du signal B de décroissance du contraste est réalisé et conduit à la courbe (b) de la figure 11.
Comme décrit précédemment, un ajustement par la fonction de référence du signal B est avantageusement réalisé, à partir de la courbe (b) de la figure 11 dans l'exemple considéré, comme illustré à la figure 12. Le meilleur ajustement est recherché en jouant sur la valeur du paramètre k, afin que la fonction de référence décrive au mieux l'évolution des valeurs d'intensité mesurées.
On peut ainsi extraire pendant les examens de chaque patient le paramètre k, éventuellement moyenné sur chacune des épreuves de contraste réalisées, ainsi que la qualité des ajustements.
La corrélation entre le débit cardiaque et le paramètre de décroissance k est établi à partir de valeurs du paramètre k dont le débit mesuré en thermo dilution est connu, comme représenté à la figure 13. Ces résultats préliminaires indiquent une excellente corrélation entre le débit mesuré en thermo dilution et le paramètre k mesuré selon l'invention, avec une erreur p inférieure à 5.10"4. Les courbes des figures 14 à 16 représentent des exemples de débit cardiaque calculés en fonction du paramètre de décroissance k, selon la taille de l'oreillette droite du patient. La figure 14 correspond à des patients ayant une étendue d'oreillette droite inférieure à 18 cm2. La valeur obtenue pour un patient ayant une oreillette droite d'une étendue de 28 cm2 a été incluse sur cette courbe à la figure 15. Le paramètre de décroissance k est dans ce cas surestimé. Comme décrit précédemment, et comme représenté à la figure 16, le paramètre de décroissance k est alors avantageusement corrigé, par exemple par le rapport de la surface de la zone d'intérêt observée sur la surface moyenne normalement observée pour cette zone.
L'invention peut être utilisée sur des patients hospitalisés en réanimation médicale pour un état de choc et/ou une détresse respiratoire. De préférence, la mesure doit être faite après stabilisation de l'état hémodynamqiue, c'est-à-dire qu'il ne subit pas de variation de pression artérielle, ou de fréquence cardiaque, aucune modification thérapeutique, aucun changement de réglage du respirateur, le cas échéant, depuis plus d'une heure. Une sonde d'échocardiographie transoesophagienne peut être mise en place et les mesures réalisées. La sonde peut être laissée en place afin de monitorer l'état hémodynamique du patient.
L'invention n'est pas limitée aux exemples qui viennent d'être décrits.
Il est ainsi possible d'effectuer les mesures par voie transthoracique. L'injection du produit de contraste, et la préparation extemporanée de celui-ci préparé extérieurement peuvent s'effectuer automatiquement.

Claims

REVENDICATIONS
1 . Procédé de mesure du débit cardiaque utilisant un appareil à échographie, procédé dans lequel :
- une pluralité d'images d'une zone du cœur où un produit de contraste a été injecté est acquise par l'appareil à échographie, à différents instants,
des valeurs de l'intensité de la zone sont extraites des images, et le débit cardiaque est calculé à partir de la valeur donnée à au moins un paramètre (k) d'une fonction de référence, ajusté pour que ladite fonction décrive au mieux l'évolution des valeurs d'intensité mesurées.
2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel un signal (A) représentant la croissance et la décroissance, au cours du temps, des valeurs d'intensité de la zone extraites des images, est obtenu.
3. Procédé selon la revendication précédente, dans lequel le signal (A) représentant la croissance et la décroissance, au cours du temps, des valeurs d'intensité est ajusté par une courbe de référence y — CL. . 6 ^ produit d'une exponentielle décroissante et d'une puissance du temps.
4. Procédé selon la revendication 1 , dans lequel un signai (B) représentant uniquement la décroissance, au cours du temps, des valeurs de l'intensité de la zone, extraites des images, est obtenu.
5. Procédé selon la revendication précédente, dans lequel le débit cardiaque est calculé à partir de la valeur donnée à un paramètre de décroissance (k), ajusté pour que la fonction de référence = Q0. e ~kt décrive au mieux l'évolution des valeurs d'intensité mesurées, où Q(t) la quantité de produit de contraste au cours du temps, k = r/V le ratio entre le débit de sortie (r) et (V) le volume de la zone observée.
6. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel une région d'intérêt servant au calcul des valeurs d'intensité est déterminée, étant reportée sur l'ensemble des images acquises.
7. Procédé selon l'une quelconque des revendications 4 à 6, dans lequel le maximum (Smax) du signal de décroissance est défini, ainsi que le temps (Tmax) lui correspondant, le signal de décroissance étant normalisé par le maximum (Smax) et recalé en abscisses par rapport au temps (Tmax) correspondant.
8. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, dans lequel un filtre passe-bas est appliqué sur la courbe du signal de décroissance du contraste.
9. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel, pour les patients ayant une taille de zone observée anormalement élevée, notamment d'oreillette droite, la valeur du paramètre de décroissance (k) est corrigée, notamment en la multipliant par le rapport de la surface de la zone observée sur la surface moyenne normalement observée pour cette zone.
10. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le produit de contraste est un mélange de sérum et d'air.
11. Produit programme d'ordinateur pour la mise en œuvre du procédé de mesure du débit cardiaque utilisant un appareil à échographie, tel que défini à l'une quelconque des revendications précédentes, le produit programme d'ordinateur comportant des instructions de code qui, exécutées sur un processeur, font que :
une pluralité d'images d'une zone du cœur où un produit de contraste a été injecté est acquise par l'appareil à échographie, à différents instants,
des valeurs de l'intensité de la zone sont extraites des images, et le débit cardiaque est calculé à partir de la valeur donnée à au moins un paramètre (k) d'une fonction de référence, ajusté pour que ladite fonction décrive au mieux l'évolution des valeurs d'intensité mesurées.
12. Dispositif (10) de réalisation de microbulles d'air comme produit de contraste, destiné à être injecté dans une zone du cœur, notamment pour la mise en œuvre du procédé de mesure de débit cardiaque selon l'une quelconque des revendications 1 à 10, le dispositif comportant :
une unique seringue (5), reliée à un robinet (7) et à un prolongateur (6) destiné à être connecté à un cathéter,
un mécanisme configuré pour actionner automatiquement le piston (5 a) de la seringue plusieurs fois d'affilée, notamment entre 5 et 20 fois, une dépression étant générée à l'intérieur de la seringue quand le piston est tiré alors que le robinet est fermé, puis le piston étant relâché pour casser la pression.
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