Summary
Ce protocole montre comment appliquer l’imagerie doppler ultrason ultra-pur pour quantifier les flux sanguins. Après une longue acquisition de 1 s, l’expérimentateur a accès à un film de plein champ de vision avec des valeurs de vitesse axiaale pour chaque pixel chaque ≈0,3 ms (selon l’heure d’échographie du vol).
Abstract
L’effet pulsed-Doppler est la principale technique utilisée dans l’échographie clinique pour évaluer le flux sanguin. Appliqué avec des ultrasons ciblés conventionnels doppler modes, il a plusieurs limites. Tout d’abord, une opération de filtrage du signal finement réglée est nécessaire pour distinguer les flux sanguins des tissus mobiles environnants. Deuxièmement, l’opérateur doit choisir entre la localisation des flux sanguins ou leur quantification. Au cours des deux dernières décennies, l’imagerie par ultrasons a subi un changement de paradigme avec l’émergence de l’échographie ultrafast à l’aide d’ondes nonfocused. En plus d’une cent fois plus de framerate (jusqu’à 10000 Hz), cette nouvelle technique rompt également le compromis de quantification/localisation conventionnelle, offrant une cartographie complète du flux sanguin du champ de vision et un accès simultané à des mesures de vitesses fines au niveau d’un seul pixel (jusqu’à 50 μm). Cette continuité des données dans les dimensions spatiales et temporelles améliore fortement le processus de filtrage tissulaire/sanguin, ce qui entraîne une sensibilité accrue aux petites vitesses du flux sanguin (jusqu’à 1 mm/s). Dans ce document de méthode, nous visons à introduire le concept de Doppler ultrafast ainsi que ses paramètres principaux. Tout d’abord, nous résumons les principes physiques de l’imagerie par ondes non recentrée. Ensuite, nous présentons les étapes principales du traitement du signal Doppler. En particulier, nous expliquons la mise en œuvre pratique des algorithmes critiques de séparation des tissus et du flux sanguin et sur l’extraction des vitesses à partir de ces données filtrées. Cette description théorique est complétée par des expériences in vitro. Un fantôme de tissu intégrant un canal avec le fluide sang-imitant coulant est imité avec un système programmable d’ultrason de recherche. Une image de flux sanguin est obtenue et les caractéristiques de flux sont affichées pour plusieurs pixels dans le canal. Enfin, un examen des applications in vivo est proposé, montrant des exemples dans plusieurs organes tels que les carotides, les reins, la thyroïde, le cerveau et le cœur.
Introduction
L’imagerie par ultrasons est l’une des techniques d’imagerie les plus couramment utilisées dans la pratique clinique et les activités de recherche. La combinaison de l’émission d’ondes ultrasoniques dans les tissus biologiques suivie de l’enregistrement des échos rétrocâpés permet la reconstruction d’images anatomiques, le soi-disant « B-Mode ». Cette méthode est parfaitement adaptée à l’imagerie des tissus mous, tels que les tissus biologiques, qui permettent généralement la pénétration d’ultrasons sur plusieurs centimètres, avec une vitesse de propagation de ≈1540 m/s. Selon la fréquence centrale de la sonde à ultrasons, des images avec une résolution de 30 μm à 1 mm sont obtenues. En outre, il est bien connu que le mouvement d’une source acoustique, affecte les caractéristiques physiques des ondes associées. En particulier, le lien entre les changements de fréquence d’une vague par rapport à la vitesse de sa source est décrit comme l’effet Doppler1, dont la manifestation la plus simple est le pas changeant de la sirène d’une ambulance en mouvement. L’imagerie par ultrasons a longtemps utilisé cet effet physique pour observer les globules rougesen mouvement 2, et il propose une variété de modes d’imagerie communément appelés « imagerie Doppler ». Ces modes permettent d’évaluer les flux sanguins dans des applications et des organes très différents, tels que le cerveau, le cœur, les reins ou les artères périphériques.
Fait remarquable, la plupart des systèmes d’échographie actuellement disponibles reposent sur la même technologie, appelée ultrasons conventionnels. Les principes sous-jacents sont les suivants : un faisceau acoustique insonifie le champ de vision et est balayé le long de l’ouverture du transducteur à ultrasons. Pour chaque position du faisceau, les échos sont enregistrés et convertis en une ligne de l’image finale. En déplaçant progressivement le faisceau le long du transducteur, tout le champ de vision peut être photographié ligne par ligne (figure 1, panneau gauche). Cette stratégie a été bien adaptée aux contraintes électriques et à la puissance de calcul qui prévalaient jusqu’au début du XXIe siècle. Néanmoins, il a plusieurs inconvénients. Parmi ceux-ci, le framerate final est limité à quelques centaines d’images par seconde par le processus de numérisation du faisceau. En termes de flux sanguin, ce framerate relativement faible affecte les vitesses maximales de débit qui peuvent être détectées, ce qui est dicté par les critères d’échantillonnage de Shannon-Nyquist3. De plus, doppler conventionnel doit faire face à un compromis complexe. Afin d’évaluer la vitesse du flux sanguin dans une région d’intérêt particulière (ROI), plusieurs échos provenant de ce retour sur investissement doivent être enregistrés successivement. Cela implique que le faisceau ultrasons est temporairement maintenu dans une position fixe. Plus l’ensemble d’écho est long, meilleure sera l’estimation de la vitesse pour ce retour sur investissement. Toutefois, pour produire une image complète du champ de vision, le faisceau doit scanner le support. Par conséquent, on peut sentir le conflit entre ces deux contraintes: tenir le faisceau pour évaluer précisément la vitesse le long d’une ligne, ou déplacer le faisceau pour produire une image. Les différents modes doppler conventionnels (c.-à-d. Color Doppler ou Pulse Wave Doppler) reflètent directement ce compromis. En règle générale, le Color Doppler produit une carte d’écoulement de faible fidélité utilisée pour localiserles navires 4,et le Pulse Wave Doppler est ensuite utilisé pour quantifier avec précision le débit d’un navireprécédemment identifié 5.
Ces deux limitations (faible taux d’encadrement et compromis localisation/quantification) sont surmontées par des techniques émergentes à très haut taux d’encadrement. Parmi ceux-ci, l’approche d’ouverturesynthétique 6 ou la technique de transmission multilline peuvent êtrecitées 7. Dans cette étude, nous nous concentrons sur la méthode d’échographie ultrafast. Introduite il y adeux décennies 8,9,10, cette méthode repose également sur l’émission/réception des ultrasons, mais avec un modèle radicalement différent. En effet, au lieu d’utiliser un faisceau focalisé à balayage, l’imagerie ultrafast utilise des ondes plane ou des ondes divergentes, qui sont capables d’insonner le champ de vision avec une seule émission. Suite à cette seule émission, l’électronique associée est également en mesure de recevoir et de traiter le grand nombre d’échos provenant de l’ensemble du champ de vision. À la fin, une image peut être reconstruite à partir d’un seul modèle d’émission/réception11 (figure 1, panneau droit). Ces émissions non recentrées peuvent avoir un faible rapport signal/bruit (SNR) en raison de la propagation de l’énergie acoustique. Ceci peut être abordé en émettant plusieurs ondes plane intitulées (ou ondes divergentes avec différentes sources) et en ajoutant les images résultantes. Cette méthode est appelée « composition cohérente »12. Deux conséquences majeures surgissent. Tout d’abord, le framerate ne dépend que de l’heure d’échographie du vol et peut atteindre des valeurs typiques de 1 à 10 kHz. Deuxièmement, cela assure la continuité des données dans les dimensions spatiales et temporelles, également appelée cohérence spatiotemporale. Le compromis localisation/quantification conventionnelle est ainsi rompu. Cette combinaison d’un framerate élevé et d’une cohérence spatiotemporale a un impact énorme sur la capacité de détecter les flux sanguins par ultrasons. Par rapport à l’échographie conventionnelle, l’échographie ultrafast fournit une caractérisation complète du flux sanguin3. Pratiquement, l’utilisateur a accès au cours du temps de vélocité dans chaque pixel de l’image, pendant toute la durée de l’acquisition (généralement ≈1 s), avec une échelle de temps donnée par le framerate (généralement, un framerate de 5 kHz pour une résolution temporelle de 200 μs). Ce framerate élevé rend la méthode appropriée pour un large éventail d’application telle que le flux rapide dans les organes mobiles comme les chambresde coeur 13 ou le myocarde avec la micro-perfusion coronaire14. En outre, il a été démontré que sa cohérence spatiotemporal améliore fortement sa capacité à séparer le flux sanguin lent des tissus mobiles de fond, augmentant ainsi la sensibilité au flux micro-vasculaire15. Cette capacité donne accès à la micro vascularisation du cerveau chez les animaux16 et les humains17.
Par conséquent, l’échographie ultrafast est bien adapté à la circulation sanguine de l’image dans une variété de situations. Il est limité aux tissus biologiques mous et sera fortement affecté par la présence d’interfaces dures telles que les os, ou la cavité gazeuse comme le poumon. L’accord des paramètres physiques de la séquence ultrasoniques permet d’étudier à la fois les débits lents (jusqu’à 1 mm/s11,16)et rapides (jusqu’à plusieurs m/s). Il existe un compromis entre la résolution spatiale et la profondeur de pénétration. En règle générale, une résolution de 50 μm peut être obtenue au prix d’une pénétration d’environ 5 mm. Inversement, la pénétration peut être étendue à 15-20 cm au prix d’une résolution de 1 mm. Il est à noter que la plupart des scanners ultrafast tels que celui utilisé dans cet article ne fournissent que des images 2D.
Ici, nous proposons un protocole simple pour introduire le concept d’imagerie Ultrafast Doppler, à l’aide d’un scanner à ultrasons de recherche programmable et doppler fantôme imitant un vaisseau (artère ou veine) intégré dans les tissus biologiques.
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Protocol
1. Doppler configuration de préparation fantôme (Figure 2A)
- Connectez la pompe périssaltique, le réservoir de liquide imitant le sang, l’amortisseur d’impulsions et le fantôme d’écoulement Doppler avec les tubes en plastique.
- Choisissez le canal d’un diamètre de 4 mm.
- Programmer la pompe pour éjecter 720 mL/min de liquide pendant 0,3 s, puis éjecter 50 mL/min pendant 0,7 s pour imiter respectivement les phases cardiaques systole et diastole
- Faites fonctionner la pompe et secouez doucement les tuyaux pour expulser les bulles d’air potentielles.
REMARQUE : L’opérateur peut choisir un diamètre de canal différent et un taux de pompe différent, mais devra s’assurer que la séquence d’ultrasons est assez rapide pour acquérir les vitesses de débit les plus rapides. Eq. 3 présenté plus tard peut aider à concevoir la séquence.
2. Configuration ultrafast de scanner d’ultrason (figure 2A)
- Connectez le scanner de recherche ultrafast-enabled à l’ordinateur hôte avec le lien express PCI.
- Changez l’adaptateur transducteur sur le scanner à ultrasons pour correspondre au connecteur de la sonde, puis connectez la sonde.
- Exécutez Matlab et activez la licence de scanner à ultrasons.
REMARQUE : Cette section et ce qui suit supposent implicitement l’utilisation d’un système Verasonics Vantage.
3. Programmation de séquence d’ultrason
- À l’aide des scripts d’exemples, concevoir une séquence « B- Mode » focalisée conventionnelle (c.-à-d. l’échographie) qui sera utilisée pour le positionnement de la sonde.
- Réglez la profondeur d’imagerie à 50 mm.
- Réglez la profondeur focale à 35 mm.
- À l’aide des scripts d’exemples, concevoir une séquence d’ultrasons ultra-rapide.
- Réglez la profondeur d’imagerie à 50 mm.
- Programme 3 ondes plane inclinées à [-3,0,3] degré.
- Réglez la fréquence de répétition des impulsions (PRF) à 12 kHz.
- Utilisez 4 demi-cycles pour la forme d’onde ultrasoniques, avec une fréquence centrale en fonction de la sonde utilisée. Une fréquence centrale de 5,2 MHz est supposée ici.
- Réglez la durée totale à 1 s.
4. Positionnement de sonde et acquisition de données
- Appliquez un gel à ultrasons sur la lentille de la sonde.
- Placez la sonde sur le fantôme et lancez la séquence d’ultrasons en mode B.
- Localisez le canal d’intérêt. Le fluide semble plus foncé que le tissu environnant. Placez la sonde dans une vue longitudinale.
- Maintenez manuellement la sonde dans la position d’intérêt.
- Terminez la séquence B-Mode et lancez le script d’acquisition de séquence ultrafast.
5. Reconstruction d’image( Figure 2B)
- Une fois la séquence terminée, enregistrez les données brutes (aussi appelées données radiofréquences, « RF »).
- Lancez le script de reconstruction d’image à l’aide du logiciel par défaut du système d’échographie. À la fin du processus, la matrice de données IQ doit être créée.
REMARQUE : Les échos ultrasons sont enregistrés sur chaque élément de la sonde et pour chaque émission/réception, puis stockés dans la matrice de données RF. La reconstruction de l’image a appliqué la loi de retard appropriée à chaque canal et donne lieu à la matrice dite « QI » (Phase/Quadrature). La matrice complexe de QI a trois dimensions : deux pour l’espace (profondeur et largeur d’image) et une pour le temps
6. Filtrage de l’encombrement( Figure 2C)
REMARQUE : Pour les étapes 6 à 7, voir le script Matlab fourni dans le matériel supplémentaire.
- Remodeler la matrice de QI 3D (espace x espace x temps) en matrice Casorati 2D (espace x temps), nommée IQr.
- Calculer la décomposition de valeur singulière15 d’IQr (Eq. 1).
Eq. 1 - Calculer la matrice de similitude spatiale C à l’aide des vecteurs singuliers spatiaux U tels que décrits par Baranger et coll.18 (II, D), et identifier les limites du sous-espace sanguin N.
- Utilisez cette coupure N pour filtrer les données de QI décrites dans Demene et coll.15 (II,C).
Eq. 17. Visualisation des flux et mesures de la vitesse( Figure 2C)
- Calculer la puissance Doppler carte en intégrant l’enveloppe des données filtrées IQt le long de la dimension temporelle (Eq. 2). Les coordonnées 3D z, x et t sont respectivement la profondeur, la largeur et la dimension temporelle, nt et est le nombre d’images acquises.
Eq. 2 - Affichez la carte à l’échelle logarithm. Pour définir la plage dynamique, calculez la moyenne dans une région à l’extérieur du canal et utilisez cette valeur en dB comme limite inférieure de la plage dynamique. Une plage dynamique typique est [-30, 0] dB.
- Définissez une région circulaire d’intérêt (ROI) sur l’image, contenant de 1 à 30 pixels.
- Moyenne du signal IQf sur les pixels de ce roi, pour obtenir un vecteur de points de
temps nt. - Calculez et affichez le spectrogramme Doppler
de , en utilisant la magnitude carrée de la transformation fourier de courte durée (STFT).- Réglez la fenêtre STFT sur une fenêtre Hann de 60 échantillons.
- Réglez le chevauchement STFT à 90% de la longueur de la fenêtre.
- Superposer la fréquence centrale à chaque point de temps du spectrogramme.
- Convertir les valeurs de fréquence f en vitesses axiales sanguines vz à l’aide de la formule Doppler (Eq. 3). c0 est la vitesse du son dans le milieu et fTW la fréquence centrale de la forme d’onde ultrasonée transmise (ici 5,2 MHz).
Eq. 3
Eq. 2
temps nt.
de , en utilisant la magnitude carrée de la transformation fourier de courte durée (STFT).
Eq. 3Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
La qualité de l’acquisition et du post-traitement est d’abord évaluée par inspection visuelle. La forme du canal doit être clairement visible dans l’image doppler de puissance, et la zone tissulaire doit apparaître sombre. Si le signal Doppler de puissance n’est pas limité au canal, cela peut signifier que soit l’étape du filtre d’encombrement a mal tourné (seuil SVD est trop faible), ou la sonde a connu un fort mouvement au cours de l’acquisition.
Après inspection visuelle, l’étude du spectrogramme à l’intérieur du canal peut fournir de bonnes informations sur le succès ou l’échec de l’expérience. Le spectrogramme doit être à face (toutes les valeurs au-dessus ou en dessous des zéros). Si le spectrogramme est à deux côtés, aliasing est présent. Dans ce cas, soit le débit est trop rapide, soit le PRF est trop faible.
Si ces critères de qualité sont respectés, les vitesses sanguines peuvent être extraites de n’importe quel retour sur investissement dans l’image (Figure 2C). L’accordage de la taille du retour sur investissement permet une moyenne plus ou moins moyenne des signaux. Le cours du temps de vitesse d’un retour sur investissement donné peut alors être utilisé pour une analyse multiple comme le calcul des index derésistivité 19, estimation du stress decisaillement mural 20, quantification réactive de l’hyperémie14 etbien plus encore 21,22.
La figure 3A-D montre la transposition de ce protocole à diverses applications in vivo. En particulier, l’acquisition du cerveau nouveau-né (figure 3B) présente des vaisseaux avec des caractéristiques de débit très différentes, des petits venules corticales et artérioles à l’artère pericallosal majeure. La figure 3D illustre la capacité de Doppler ultrafast d’extraire le signal de flux sanguin dans un organe fortement mouvant tel que le myocarde.
Figure 1 : Imagerie ultrasonique conventionnelle et ultrafast. Légende: (Gauche) Imagerie conventionnelle avec émission ciblée. (Droite) Imagerie ultrafast avec émission d’ondes plane. (adapté de Villemain et coll.22). S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.
Figure 2 : Flux de travail du protocole Ultrafast Doppler. (A) Configuration expérimentale, y compris le scanner ultra-rapide et le fantôme d’écoulement Doppler. Le rectangle pointillé sur le fantôme indique l’empreinte du transducteur à ultrasons. (B) Chaîne automatisée d’acquisition de données et post-traitement déclenchée par une simple bouton-presse utilisateur. (C) (En haut) Extraction du signal de flux sanguin et suppression du bruit de fond tissulaire (« filtre d’encombrement ») et affichage du spectrogramme sanguin dans n’importe quel retour sur investissement du champ de vision. (En bas) Spectrogramme montrant la distribution de la vitesse du sang dans le retour sur investissement à différents moments. La vitesse moyenne dans le retour sur investissement est tracée en vert pointillé. S’il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.
Figure 3 : Images power doppler. Ultrafast Doppler acquisitions sur plusieurs organes. (A) Adulte transplanté rein, (B) Vue sagittale d’un cerveau nouveau-né humain, (C) Thyroïde adulte, (D) Vascularature coronaire intra-muros dans les expériences porcines à poitrine ouverte, (E) puissance directionnelle 3D Doppler de l’artère carotide et la veine jugulaire d’un volontaire en bonne santé (bleu = flux descendant, rouge = écoulement ascendant). Plusieurs spectrogrammes sont extraits pour différents retours sur investissement. (A-C sont adaptés de Baranger et coll.18, D est adapté de Maresca et coll.14, E est adapté de Provost et coll.23). Pour chaque acquisition, la fréquence centrale, le nombre d’angles, le PRF et la profondeur maximale ont été réglés en fonction de la situation. La plage dynamique pour les panneaux A, B et C sont respectivement -27, -35 et -30 dB. Il n’a pas été prévu pour le panneau D et E. Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.
Matériaux supplémentaires. S’il vous plaît cliquez ici pour télécharger ces fichiers.
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Discussion
Plusieurs variations sont possibles autour du cadre principal de ce protocole.
Problèmes matériels
Si l’utilisateur fournit son ordinateur hôte personnalisé, la carte mère et le boîtier de l’ordinateur doivent avoir une fente express PCI disponible. Le Processeur doit également avoir suffisamment de voies PCIe pour gérer tous les appareils.
Sélection de sondes
La sonde à ultrasons (également appelée transducteur) est choisie en fonction de la résolution spatiale nécessaire et de la géométrie du champ de vision. Plus la fréquence centrale de la sonde est élevée, meilleure est la résolution spatiale, mais plus la profondeur d’imagerie est courte. Les sondes linéaires, incurvées ou progressives offrent un champ de vision des formes respectivement rectangulaires, circulaires et du secteur plat.
Dépendance à l’angle
Ultrafast Doppler partage la même contrainte que doppler conventionnel en ce qui concerne la dépendance à l’angle de flux sanguin. En effet, l’effet Doppler sous-jacent ne permet que la détection du mouvement dans la direction axiaale, c’est-à-dire vers la surface de la sonde, ou loin de la sonde. Par conséquent, seuls les composants axiaux des vecteurs de vitesse des éparpilleurs de sang sont effectivement mesurés. La vitesse réelle peut être récupérée en indiquant manuellement l’angle local du flux sanguin avec l’axe vertical, mais cet angle ne peut pas toujours être correctement évalué. Dans un cas extrême où le flux est parfaitement orthogonal à l’axe de profondeur verticale, l’effet Doppler ne peut pas être utilisé pour mesurer de manière fiable la vitesse du sang. Des techniques plus avancées peuvent mesurer de multiples projections des vecteurs de vitesse sur plusieurs axes et peuvent finalement reconstruire le véritable vecteur de vitesse. Ces approches indépendantes de l’angle sont appelées imagerie à fluxvectoriel 8,9,10,24.
Aliasing
Le protocole décrit dans ce manuscrit a plusieurs limites. Premièrement, le theorème d’échantillonnage Shannon-Nyquist indique que la fréquence mesurable maximale du signal échantillonné ne peut excéder la moitié du framerate. Avec 3 angles et un PRF de 12 kHz, le framerate est de 4 kHz. Par conséquent, nous pouvons dériver de l’Eq. 3 que la vitesse axiaque maximale détectable est de 30 cm/s. Compte tenu de l’angle du canal dans le fantôme, ce framerate permet la détection du flux avec des vitesses jusqu’à 96 cm/s. Les vitesses supérieures à ce seuil apparaîtront alias dans le spectrogramme doppler. Pour la configuration présentée, les vitesses de pointe se situent entre 95 cm et 8 cm/s.
Optimisation du filtre d’encombrement
La visualisation du flux sanguin repose fortement sur la capacité de séparer les signaux sanguins du fond des tissus qui se déplacent lentement. Selon la respiration ou le mouvement de la main de l’échographiste, le tissu peut se déplacer avec des vitesses similaires à la circulation sanguine lente. Par conséquent, l’étape dite du « filtre à encombrement » vise à annuler les signaux tissulaires. La capacité de détecter les flux sanguins lents ne repose que sur l’efficacité de cette étape de filtre d’encombrement. Il a été démontré que l’exploitation de la cohérence spatiotemporal de l’échographie ultrarapte augmente fortement le résultat de ces filtres. Le filtre de décomposition de valeur singulier décrit par Demene et coll.15 est largement utilisé. L’optimisation de cetteméthode 18 algorithmes complexes ou plus tels que le SVD25de haut niveau, la poursuite des composants principaux26,l’analyse indépendante descomposants 27 ou toute autre décomposition de bas rang28 peuvent améliorer la qualité des données filtrées. Il convient de mentionner que dans la configuration in vitro présentée, la seule source d’encombrement est le mouvement de la main de l’opérateur. In vivo, de nombreux autres facteurs tels que la respiration et la pulsatilité artérielle sont susceptibles d’induire un encombrement qui est plus prédominant. Dans ces cas, le filtre SVD avancé décrit dans ce protocole devient d’une importance primordiale.
Interprétation spectrogramme
Les spectrogrammes sont l’outil le plus courant pour étudier les caractéristiques du flux sanguin dans les ultrasons Doppler conventionnels et ultrafast. Pour chaque point de temps, le spectrogramme montre en gris la distribution de vitesse à l’intérieur du roi considéré. Les flux complexes tels que les flux non laminaires élargiront donc naturellement ce spectre. Toutefois, ce lien entre l’élargissement spectral et la distribution de la vitesse n’est vrai que dans une certaine mesure. Plusieurs études ont montré que la largeur du spectrogramme, également appelé élargissement spectral, est en effet liée à la répartition de la vitesse dans le roi mais aussi à plusieurs paramètres géométriques du système d’imagerie (largeur du tableau, angles, etc.)29,30,31. Par conséquent, alors que le spectrogramme d’un flux laminaire régulier et homogène devrait être une ligne mince et plate, il montre en pratique une certaine largeur qui ne reflète pas la distribution de la vitesse, mais plutôt la géométrie de la configuration d’imagerie. Cet écueil potentiel peut conduire à des mesures de vitesse incorrectes. Il est recommandé de tenir compte de la vitesse moyenne à l’intérieur du roi(figure 1C ligne verte pointillée) pour éviter ceseffets 32.
Acquisitions 3D
Le protocole actuel a été réalisé avec un transducteur linéaire standard, résultant en images 2D. Néanmoins, des acquisitions 3D peuvent être réalisées, soit en scannant mécaniquement le médium à l’aide d’une sonde linéairemotorisée 16,soit en utilisant des tableauxà colonnes de rang 33 ou des matricielles34. Les inconvénients de ces nouvelles méthodes sont les coûts informatiques élevés et, pour les sondes matricielles, le besoin de scanners spécifiques. Un exemple d’acquisition 3D est indiqué dans la figure 3E.
Questions de sécurité
La plupart des ultrasons ultrafast de recherche ne sont pas approuvés pour une utilisation clinique. Il incombe à l’expérimentateur de se conformer aux normes qui prévalent dans son pays, tant en termes de sécurité électrique que de production acoustique. Pour ce dernier cas, les normes35 de la FDA et l’IEC 62127-1 International Standard36 doivent être prises en considération.
Conclusion
Dans cet article, nous avons proposé un protocole standard pour l’image du flux sanguin avec Ultrafast Doppler. En pratiquant sur un fantôme de flux calibré, l’opérateur peut éventuellement vérifier l’exactitude de leurs mesures. Le protocole permet à l’utilisateur de concevoir et d’exécuter une acquisition d’ultrasons ultra-rapide à l’aide de composés d’ondes plane. En fin de compte, un cadre post-traitement est décrit et fournit le premier outil pour afficher le profil de flux sanguin dans n’importe quelle région d’intérêt de l’image.
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Disclosures
Pas de conflit d’intérêts
Acknowledgments
Nous tenons à remercier Shreya Shah pour sa relecture et ses conseils.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Blood-mimicking fluid | CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA | 069DTF | |
| Doppler flow phantom | CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA | ATS523A | |
| Matlab | MathWorks, Natick, Massachusetts, United States | ||
| Peristaltic pump / Doppler flow pump | CIRS Inc, Norfolk, Virginia, USA | 769 | Include tubings and pulse dampener |
| Transducer adpter | Verasonics, Kirkland, Washington, USA | UTA 408-GE | |
| Ultrafast ultrasound research scanner | Verasonics, Kirkland, Washington, USA | Vantage 256 | |
| Ultrasound probe/transducer | GE Healthcare | GE 9L-D |
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