FR 3052351 A1 20171215 FR 1655360 A 20160610 1 La présente invention concerne la mesure du débit cardiaque. Le débit cardiaque représente la quantité de sang éjectée par le coeur par minute, et correspond au produit de la quantité de sang éjectée par le coeur 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 coeur 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 coeur 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 pulsé. 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 connait la vitesse moyenne et la durée d'éjection. L'ED 3052351 2 permet de mesurer cette vitesse moyenne et de connaitre 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 = (702/4) x VTIao x Fc. Cette technique est non invasive, 5 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 10 au carré, toute erreur même minime à ce niveau peut engendrer des erreurs importantes sur le calcul du débit. Dans les cas où le coeur ne peut être bien visualisé par échocardiographie transthoracique, il est possible d'utiliser une sonde que l'on place dans l'oesophage. Cette technique est appelée échocardiographie transoesophagienne. De la même façon que par voir 15 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 20 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 25 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 coeur 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 30 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 3052351 3 lorsqu'il arrive dans le coeur. Si ce produit passe de la partie droite du coeur à la partie gauche, c'est qu'il existe un trou dans le coeur. 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 5 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 10 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 media 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 15 après injection d'un produit de contraste pour améliorer la visualisation de zones du coeur, 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 ejection fraction », European Journal of Echocardiography, 2008, vol 9, pages 489-493, décrit l'utilisation de courbes d'indicateur de dilution après 20 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 resistance by contrast echocardiography transit time measurement: a prospective pilot study», publié dans Cardiovascular Ultrasound, 2014, 12 :44, montre une corrélation entre 25 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 coeur. 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 30 ses aspects, grâce à un procédé de mesure du débit cardiaque utilisant un appareil à échographie, procédé dans lequel : 3052351 4 - une pluralité d'images d'une zone du coeur 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 5 - 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. 10 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. 15 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 coeur observée obéit ainsi à des lois physiques qui contiennent l'information du débit d'écoulement du sang 20 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 25 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 30 détection d'une valeur de débit cardiaque anormale. Ce procédé peut être mis en oeuvre également sur l'animal, avec le cas échéant sacrifice de l'animal. 3052351 5 Le procédé selon l'invention est adapté à être mis en oeuvre 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 oeuvre de façon automatisée à intervalles réguliers pour surveiller l'état du patient. 5 L'invention peut être mise en oeuvre 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. 10 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. 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 15 oeuvre 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 20 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. 25 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. 30 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. 3052351 6 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. Analyse des images 5 La pluralité d'images de la zone du coeur 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 C(lmmunications in Medicine » en anglais), norme standard pour la gestion 10 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 x/&oecinün Intensity Projection », peut être créée pour évaluer l'extension du contraste sur l'image. La région d'intérêt de la zone du coeur peut être déterminée manuellement ou de 15 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. 20 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 25 être ajusté par une courbe de référence, produit d'une exponentielle décroissante et d'une puissance du temps : y = a. tb . e -kt. (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 30 débit cardiaque. Dans une variante, un signal représentant uniquement la décroissance, au cours du temps, des valeurs de l'intensité de la zone, extraites des images, est obtenu. Ces signaux 3052351 7 mettent en évidence l'évolution du produit de contraste injecté dans la zone du coeur 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 : 5 dQ(t) = -r. c (t). dt = r. Q (Vt) . dt ce qui entraîne Q(t) = 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. 10 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 signal représentant uniquement la décroissance du contraste est enregistré, le maximum S. du signal peut être défini, ainsi que le temps T. lui 15 correspondant. Le signal peut ainsi être normalisé par le maximum S. et recalé en abscisses par rapport au temps T. 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 20 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 25 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 30 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 3052351 8 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 5 programme d'ordinateur pour la mise en oeuvre 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 coeur où un produit de contraste a été 10 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. 15 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 20 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 oeuvre non limitatifs de celle-ci, et à l'examen du dessin annexé, sur lequel : 25 - 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 oeuvre d'un exemple de procédé selon l'invention, - la figure 3 représente des images d' échocardiographie transoesophagienne 30 utilisées pour la mise en oeuvre de l'invention, avec matérialisation du contour de la zone d'intérêt, 3052351 9 - 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, 5 - 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 10 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 etlOb représentent le signal de décroissance des valeurs d'intensité obtenu en appliquant un procédé selon l'invention, 15 - 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 20 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 25 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 oeuvre du procédé de mesure du débit cardiaque d'un coeur selon l'invention. 30 Lors d'une première étape 11, le patient est préparé pour une échocardiographie, pour permettre, entre autres, la mesure de son débit cardiaque. 3052351 10 Dans un exemple de mise en oeuvre 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 5 4m1 de sérum salé et 0,5m1 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 10 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 15 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. 20 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 25 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. 30 L'intensité du signal d'échographie correspond à la moyenne des niveaux de gris des pixels situés dans la région d'intérêt. 3052351 11 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 7A. 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 5 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 10 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 15 précédemment décrit. Un exemple d'ajustement est représenté à la figure 8A 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 20 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 25 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. 30 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. 3052351 12 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 5 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 10 à partir de valeurs du paramètre k dont le débit mesuré en thermodilution est connu, comme représenté à la figure 13. Ces résultats préliminaires indiquent une excellente corrélation entre le débit mesuré en thermodilution 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 15 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 cm' 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 20 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 25 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 30 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. 3052351 13 L'injection du produit de contraste, et la préparation extemporanée de celui-ci préparé extérieurement peuvent s'effectuer automatiquement. REVENDICATIONS1. Procédé de mesure du débit cardiaque utilisant un appareil à échographie, procédé dans lequel : une pluralité d'images d'une zone du coeur 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 = a. tb. e -kt produit d'une exponentielle décroissante et d'une puissance du temps. 4. Procédé selon la revendication 1, dans lequel un signal (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 Q (t) 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 (S.) et recalé en abscisses par rapport au temps (Tmax) correspondant. 3052351 15 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 5 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. 10 11. Produit programme d'ordinateur pour la mise en oeuvre 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 coeur où un produit de contraste a été 15 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. 20 12. Dispositif (10) de réalisation de microbulles d'air comme produit de contraste, destiné à être injecté dans une zone du coeur, notamment pour la mise en oeuvre 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) 25 destiné à être connecté à un cathéter, - un mécanisme configuré pour actionner automatiquement le piston (5a) 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.