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Coronaires

19 déc 2017

Bases techniques de l’imagerie par cohérence optique

Nicolas Amabile, Service de cardiologie, Institut Mutualiste Montsouris, Paris

L’imagerie par tomographie de cohérence optique (OCT) est une méthode invasive d’imagerie endocoronaire, se caractérisant par une résolution axiale (10-20 μm) et latérale fines (20-90 μm), permettant une analyse très performante de la surface artérielle ainsi que des premiers millimètres de paroi. La technique s’est améliorée de façon progressive au cours des années et s’est répandue dans les laboratoires d’hémodynamique sous sa forme actuelle (frequency-domain OCT/FD-OCT). La première technique d’OCT (time domain OCT/TD-OCT), n'étant aujourd'hui presque plus utilisée avec les machines actuelles, ne sera pas abordée dans cet article.

Comment se construit l’image ?   Le principe général de l’OCT L’imagerie par tomographie de cohérence optique est basée sur la propagation, l’absorption et la réflexion d’une onde lumineuse de faible cohérence, dont la longueur est proche de celle des photons infrarouges (1 250-1 350 nm), sur les structures environnantes (figure 1). Ce choix de longueur d’onde permet de s’affranchir de la réfraction entre cathéter et paroi vasculaire liée à l’interaction avec les composants figurés du sang, mais en retour, elle limite la profondeur de pénétration du faisceau afférent(1). Figure 1. Interaction entre les photons émis et la paroi vasculaire coronaire normale. La succession de l’intima/média/adventice et les réflexions successives donne un aspect trilaminaire caractéristique. Le rayon émis par une diode luminescente de type laser est divisé en deux faisceaux de mêmes propriétés physiques (énergie, longueur d’onde) (figure 2). Le premier faisceau dit « de référence » est réfléchi par un miroir vers un capteur interne avant toute propagation. Le second faisceau va, via un miroir placé à 45 degrés être dirigé vers la structure à analyser. Ce second faisceau va se propager dans les tissus, subissant un processus de dispersion et de réflexion (sur les régions d’interfaces) avant de revenir vers sa source, avec un délai et une intensité de signal donnés (écho optique). La comparaison entre le faisceau réfléchi sur une ligne donnée (A-line/axe du faisceau optique) et le faisceau de référence est réalisée selon le principe d’interférométrie, permettant d’amplifier ou atténuer le signal (interférence destructive ou constructive)(2). L’intensité du signal réfléchi peut alors être codée dans une direction donnée (amplitude du signal selon la distance à la source) et convertie en pixel lumineux. Figure 2. Principes généraux de l’OCT en domaine de fréquence. Dans le cadre de l’OCT par domaine de fréquence, la source lumineuse est constituée d’un laser émettant sur différentes longueurs d’ondes et le résultat de l’interférométrie est un signal de type fréquence optique qui pourra être convertie avec la transformée de Fourier en un signal exploitable (amplitude, fréquence, distance à la source). Cette technique exploitée à travers les systèmes FD-OCT (St. Jude Medical) et OFDI (Optical Frequency Domain Imaging ; Terumo) permet une acquisition plus rapide du signal sur une portion plus longue de l’artère, en se passant de l’occlusion au ballon du vaisseau utilisée lors de l’acquisition des images en TD-OCT (time domain OCT)(2). Une image classique d’OCT en section (cross sectional view) correspond donc à l’analyse du faisceau de lumière réfléchie par les structures vasculaires et de la somme des échos optiques dans l’ensemble des directions (360°) autour du cathéter.   Absorption et dispersion du faisceau L’absorption et la dispersion (backscattering) du faisceau lumineux à travers les différents milieux physiques traversés, avant et après sa réflexion, sont la base de la construction de l’image(3). L’intensité du signal recueilli dépend de plusieurs paramètres.   - La distance entre la structure analysée et la source d’émission L’intensité du signal obtenue en un point donné est d’autant plus faible que cette distance est grande, de par les propriétés des photons de longueur d’onde de 1 300 nm qui n’ont qu’une faible pénétrance tissulaire (2 à 5 mm dans la paroi vasculaire). - La nature de la cible analysée En effet, chaque tissu biologique possède des coefficients de dispersion et d’absorption spécifiques (figure 3, A1 et A2). Ainsi, la fibrose crée peu d’absorption et de dispersion des photons lors de sa traversée, donc peu de perte de l’intensité du signal, permettant une analyse plus en profondeur du tissu (figure 3B). Au contraire, les pools lipidiques créent une forte atténuation du signal par absorption et dispersion des photons, avec une analyse du tissu limitée en profondeur et expliquant l’aspect mal limité des bords de la zone (figure 3C). Les zones de calcification créent une forte atténuation du signal dans leur partie la plus superficielle (d’où l’aspect d’hyposignal), mais ne créent après coup qu’une absorption et dispersion limitée du faisceau, permettant une analyse plus en profondeur du tissu et un aspect bien délimité des bords (figure 3D). De même, le thrombus blanc, pauvre en hématies, n’absorbe que très peu les photons (figure 3E), au contraire du thrombus rouge qui contient beaucoup de globules rouges et crée une absorption importante de ces mêmes photons (figure 3F). Ces propriétés doivent être gardées à l’esprit lors de l’analyse de l’image. Figure 3. Dispersion, absorption et réflexion de l’énergie lumineuse selon le milieu biologique traversé. Réflexion du faisceau La réflexion du faisceau photonique au niveau d’une zone d’interface dépend des indices de réfraction entre les deux milieux, de l’angle du faisceau incident et de la polarisation de celui-ci. Le signal sera d’autant plus réfléchi (et donc donnera une image plus nette) que la différence entre les deux indices de réfraction sera grande et que le faisceau arrivera perpendiculairement sur la cible. Ainsi, une maille de stent ou le guide d’angioplastie (interface métal/paroi vasculaire) créera une réflexion quasi exclusive du faisceau expliquant l’absence de signal en arrière de celle-ci. Au contraire, en cas d’incidence tangentielle du faisceau sur la structure, la réflexion sera moindre et l’image parfois moins nette (figure 3G).   L’acquisition des images   La technique d’OCT par domaine de fréquence permet l’acquisition rapide (20 à 40 mm/s) d’une image sur une portion d’artère de 52 à 75 mm (FD-OCT, St. Jude Medical) ou jusqu’à 150 mm (OFDI, Terumo), en un temps minime. La fibre optique est placée sur un guide d’angioplastie, via une partie monorail, dans le vaisseau à analyser, au moyen d’un cathéter guide de calibre 6 F. Pour obtenir la meilleure image possible, le milieu environnant la sonde doit être débarrassé de ses hématies (dont on a vu qu’elles altéraient l’analyse du signal). Cela peut être obtenu par l’injection de produit de contraste (voire de solution macromoléculaire visqueuse) durant le retrait. Le volume à injecter dépend de la taille de l’artère : 15 à 20 cc pour l’artère coronaire gauche, 15 cc pour l’artère coronaire droite. Le débit de produit de contraste doit être compris entre 3 à 3,5 ml/s. Un injecteur automatique est particulièrement utile pour réaliser l’examen, mais pourra être remplacé par une seringue lure-lock (vissée) de 20 cc en cas d’injection manuelle. Avant de réaliser l’acquisition, certains points sont à vérifier sous forme de check-list pour obtenir la qualité optimale d’image et éviter les artéfacts. Avoir réalisé la calibration de la sonde (z-offset). Avoir soigneusement purgé la lumière de la fibre par du produit de contraste, afin d’y éviter l’accumulation d’hématies. Tester la qualité du flush par une injection de quelques cc de produit de contraste : l’image du vaisseau obtenue doit alors être nette, sans présence de volutes d’hématies. Si celle ci ne l’est pas, il faut alors vérifier l’intubation du cathéter guide dans le vaisseau et éventuellement augmenter le débit d’injection. Conflits d’intérêts : Nicolas Amabile est consultant pour la société St. Jude Medical. "Publié dans Coronaires"

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