« Bases biophysiques de l`imagerie ultrasonore »

« Bases biophysiques de l’imagerie ultrasonore »
L'onde ultra-sonore est une onde de pression se propageant dans un milieu élastique. Il
s'agit de la propagation d'une énergie mécanique dans un milieu matériel : ce déplacement
ne peut se faire dans le vide. Le milieu de propagation de l'onde ultrasonore est soumis à
une succession de surpressions et de dépressions et ses particules constitutives sont alors
animées d'un mouvement de va-et-vient dans l'axe de déplacement des ultrasons, de type
sinusoïdal.
L’onde US est un phénomène périodique, caractérisé par une fonction sinusoïde du temps.
Elle est caractérisée par sa période (T = durée de 2 cycles consécutifs ; exprimée en
seconde) ou sa fréquence (f = nombre de cycle par second ; exprimée en Hz ou sec¯¹).
La longueur d’onde (λ) est la distance entre deux cycles consécutifs.
Longueurs d’onde utilisées en échographie ≈ 440µ.
En 1880, CURIE découvre le principe de la piézo-électricité et le moyen de produire des
ondes ultrasonores. Un élément piézo-électrique est un cristal qui a la propriété de
transformer un signal électrique en onde ultrasonore et inversement.
Effet piézo-électrique direct : capacité à transformer une onde de pression en courant
électrique.
Effet piézo-électrique indirect : capacité à transformer un courant électrique en onde de
pression.
L’échographie est basée essentiellement sur la réflexion des ondes US. Les ultrasons sont
définis par leur gamme de fréquences : 20 kHz à 1 GHz.
Le principe de l’échographie est de mesurer le temps séparant l’émission du train d’onde
de son retour sur la sonde, après réflexion au niveau d’une interface acoustique.
Chaque ligne est construite l’une après l’autre. L’image se forme grâce à la succession de
lignes.
D = c.t
La distance d doit être parcourue 2 fois :
aller (d) + retour(d)
D = 2d
c = la vitesse des ultrasons dans le corps
humain (1540 m/sec +/- 5%).
Interactions des ondes US avec la matière
Les ondes ultrasonores, concentrées sous forme de faisceaux, vont interagir avec la matière
qu'elles traversent, et vont être progressivement atténuées. Plusieurs phénomènes
aboutissent à leur atténuation : absorption dans les milieux homogènes, réflexions,
réfractions et diffusions aux changements de milieux.
L’absorption des US est une perte d’énergie liée essentiellement à des mécanismes de
conduction thermique (échange de chaleur) et de viscosité. Ces mécanismes sont
étroitement dépendants de la fréquence d’émission de la sonde. La pénétration est faible
avec les sondes de haute fréquence, et il faut donc privilégier les fréquences basses pour
explorer les régions profondes.
La correction TGC (Temps-Gain-Compensation) permet de compenser l’atténuation
progressive des US.
Les interactions des US avec les milieux traversés sont représentées par la réflexion, la
réfraction et la diffusion.
La réflexion : l’image échographique est principalement basée sur la détection des ondes
réfléchies. Une onde US incidente qui rencontre un milieu d’impédance acoustique
différente sera en partie réfléchie (onde réfléchie).
Un point sur l’écran représente un écho de l’ultrason émis. Il se forme quand il rencontre une
interface entre deux éléments de structure différente. Son énergie est proportionnelle à la
différence d’impédance. L’énergie de l’onde réfléchie se traduit sur l’écran par l’intensité du
blanc (Brightness du mode B). Le point est positionné sur l’écran par la simple mesure du
temps entre l’émission et la réception.
La célérité de l'onde acoustique (c) est la vitesse de propagation de la variation de pression
dans le milieu : elle dépend uniquement du milieu. L’impédance acoustique (Z) correspond
à la résistance du milieu à la propagation de l’onde acoustique. Plus l'impédance est grande,
plus grande est la célérité de l'onde US exprimée en m/s :
Milieu
Air
graisse
foie
muscle
os
Célérité en m/s
343
1410-1470
1535-1580
1545-1631
2100-4080
L’interface acoustique est la limite entre deux milieux d’impédance acoustique différente.
Le coefficient de réflexion (R) est le rapport entre les puissances réfléchies et transmises.
Le coefficient de transmission (T) est = 1 – R.
Il n’y a pas de transmission entre deux milieux d’impédance acoustique très différente.
Ainsi, pour une interface air-rein, le coefficient de réflexion des US est proche de 1 et le
coefficient de transmission proche de 0. D’où la nécessité d’utiliser un gel entre la sonde et
la peau.
Deux tissus d’impédance acoustique proche auront un coefficient de transmission proche de
1. Le coefficient de transmission d’une interface os-tissu mou est de 60 à 85% et le
coefficient de réflexion de 15 à 40%.
La possibilité d’utilisation de la fenêtre temporale en Doppler transcrânien traduit un
coefficient de transmission des US dans l’interface os-cerveau inférieur à 1.
Les microbulles utilisées en échographie exploitent la différence d’impédance acoustique
entre l’air et le sang.
Les images fantômes en échographie (ex : image virtuelle de l’artère sous-clavière au
niveau du dôme pulmonaire) sont liées au phénomène de réverbération. Ce phénomène
survient lorsque le faisceau incident rencontre deux interfaces parallèles et très échogènes.
L’image en miroir est liée au phénomène de double réflexion.
La réfraction est le changement d’orientation d’un faisceau US (onde incidente) qui
rencontre une interface acoustique (onde transmise). En échographie, le phénomène de
réfraction est généralement négligeable.
Le cône d’ombre en arrière des parois latérales des vaisseaux ou de n’importe quelle
structure arrondie à parois lisses (« ombre de bord ») est lié au phénomène de réfraction.
L’ombre acoustique en arrière des parois latérales de n’importe quelle structure arrondie
renseigne sur la nature de la paroi : présente si les parois sont lisses, absente ou faible si les
parois sont irrégulières (ondes réfléchies + diffusées).
La diffusion est le phénomène par lequel un rayonnement lumineux ou US est dévié dans
toutes les directions après l’interaction avec une petite cible. Il est observable lorsque la
taille de l’interface est inférieure ou égale à la longueur de l’onde US. Les diffuseurs vibrent
et réémettent des US de même fréquence. D’une façon générale, les échos de diffusion
marquent le parenchyme d’un tissu (ils sont plus petits et plus stables que les échos de
réflexion).
La diffusion vers l’arrière s’appelle la rétro-diffusion. En médecine vasculaire, le principal
élément diffusant est le globule rouge.
Le phénomène de rétro-diffusion des US par les hématies est à la base de l’exploration
vélocimétrique par effet Doppler-Fizeau.
Dans les structures hétérogènes, on observera une relative atténuation de l’échogénicité en
arrière de la structure.
Résolution spatiale : il s’agit de la plus petite distance entre deux points que
l’échographe est capable de différencier. En dessous de cette distance, les deux points
apparaitront comme un seul.
La résolution axiale(∆) ou résolution en profondeur, est la plus petite distance séparant 2
interfaces situées dans l’axe du faisceau US, que l’appareil est capable de distinguer. Plus la
fréquence d’émission est élevée, plus la résolution axiale sera élevée et plus forte sera
l’atténuation. En pratique, il faut choisir la fréquence correspondant au meilleur compromis
entre la résolution axiale et l’atténuation du faisceau.
La résolution axiale est limitée par la longueur de l’onde λ.
λ = c/f
c (vitesse des ultrasons dans le corps humain) = 1540m/sec
f = fréquence de la sonde en MHz.
Pour une sonde de 6 MHz, λ = 1 540 000 (mm/sec) / 6 000 000 (Hz) , soit λ = 1,5/6 (en mm) =
0,25 mm.
La résolution latérale est l’écart minimum qui doit séparer deux points placés dans un plan
perpendiculaire à l’axe du faisceau pour qu’ils soient discernables. Elle dépend du nombre
de lignes utilisées pour la construction de l’image.
Un faisceau US émis par une sonde plane circulaire comprend une partie proximale
cylindrique (zone de Fresnel) et une partie distale conique (zone de divergence : zone de
Fraunhofer). Plus le diamètre de la sonde est petit, plus la zone cylindrique est courte et l’angle
de divergence grand.
La focalisation du faisceau US permet d’améliorer la résolution latérale en diminuant la
divergence spontanée du faisceau US (zone de Fraunhofer). La meilleure résolution latérale
se trouve dans la zone de focalisation.
La focalisation peut être fixe, à l’aide de lentilles acoustiques (anciennes sondes), ou variable
électroniquement (dépendante des retards introduits = focalisation par décalage de phase :
« phased array »).
Focalisation par décalage de phase ou « phasedarray »
L’échographe construit chaque ligne en stimulant
un groupe de cristaux (correspondant au nombre
de canaux).
Mais, pour un point donné, la distance entre ce
point et les cristaux n’est pas fixe. Pour que les
ondes émises arrivent en même temps à ce point,
elles doivent partir de façon décalée. Il existe donc
un retardateur électronique. A la réception, les
échos provenant de ce point sollicitent les cristaux
à des temps différents. Pour l’analyse, le
retardateur électronique doit faire la manipulation
inverse, pour obtenir la synchronisation.
La combinaison de plusieurs distances focales à l'émission améliore la qualité de l'image. En
contrepartie, la cadence d'images est diminuée par un facteur égal au nombre de distances
focales sélectionnées.
La résolution transversale
C’est la largeur du faisceau ultrasonore, dans l’axe perpendiculaire au plan de coupe. La
largeur du faisceau est de l’ordre de 3 à 6 mm en fonction de la profondeur. Il explique la
superposition d’images d’éléments proches sur des plans de coupe parallèles.
Formation de l’image échographique
En échographie mode B, la sonde émet et récupère pour chaque ligne des intensités
ultrasoniques. Les amplitudes des signaux correspondant aux échos sont converties en
points brillants sur un écran d’oscilloscope. La brillance du point est proportionnelle à
l’amplitude de l’écho (échelle de gris). Les échos les plus intenses sont codés en blanc,
l’absence d’écho est codée en noir. En modifiant de façon continue la position de la sonde
(balayage), on obtient une coupe du tissu exploré : une échotomographie.
-
Balayage sectoriel mécanique : un moteur déplace un ou plusieurs éléments piézoélectriques, autour d’un point fixe ou par déplacement linéaire de va-et-vient
(sondes de très hautes fréquences > 15MHz, cadence image : 10 à 30/sec)
-
Balayage sectoriel électronique par déphasage (phased array) : barrette de
transducteurs soumis à des impulsions électriques avec un léger décalage de temps.
L’intérêt du balayage sectoriel est la surface de contact réduite qui permet de
trouver des fenêtres acoustiques de faible dimension. Ouverture maximale = environ
90°.
-
Balayage linéaire électronique sur sonde plane : nombre importants de
transducteurs de petite dimension ; une barrette multi-éléments est constituée
typiquement d'une rangée de 64 à 128 éléments d'éléments piézo-électriques de
largeur 0.1 à 0.5 mm ; il y a excitation simultanée de nombreux éléments afin
d’améliorer la résolution latérale.
-
Balayage linéaire électronique sur sonde convexe : associe les avantages du balayage
linéaire (fréquences élevées, électronique simple) et sectoriel (surface de contact
réduite).
Qualité de l’image : conflit entre la finesse générale de l’image (résolution), la cadence
image et la pénétration.
Le nombre d’échos analysés par l’échographe est limité par unité de temps (nombre de
calculs par seconde restreint). Pour améliorer la qualité de l’image, on peut augmenter le
nombre de lignes, multiplier les focales, appliquer des fréquences différentes en fonction de
la profondeur et/ou demander des tirs croisés (cf. ci-dessous). Tous ces traitements
augmentent le nombre d’informations pour obtenir une image. Chacun prend du temps et
réduit la cadence image. Il existe donc un conflit entre la cadence-image, la résolution
optimale à chaque profondeur et la pénétration. La solution passe par une capacité de calculs
élevée.
NB : 25 images par seconde est la fréquence des images de télévision et correspond à la fréquence de fusion
visuelle.
Effet Doppler-Fizeau
Le principe du Doppler est de mesurer la différence de fréquence entre l’onde émise par
un transducteur piézo-électrique et l’onde réfléchie par une cible en mouvement.
L’étude vélocimétrique sanguine par effet Doppler repose sur la diffusion des US par les
globules rouges. Lorsque les GR sont la cible des US, la diffusion est le phénomène
prédominant car ils sont beaucoup plus petits (7-8µ) que la longueur d’onde des US (308µ
pour une fréquence de 5MHz).
L’équation qui permet le calcul de la vitesse [V = ∆F.c / (2F.cosθ)] intègre le cosinus de
l’angle d’insonation.
V = vitesse des globules rouges
∆F : décalage de fréquence = différence de fréquence entre émission et réception.
c = célérité des US dans le milieu
F = fréquence d’émission
Θ = angle d’insonation
L’angle d’insonation est l’angle entre le faisceau US et le flux circulant, et non pas l’axe du
vaisseau.
La correction d’angle ne doit pas dépasser 60° car la diminution du cosinus θ n’est pas
linéaire et augmente plus rapidement après 60°.
En mode Doppler continu, l’émission et la réception sont permanentes, la sonde utilisant
deux céramiques distinctes. L’analyse spectrale des fréquences est possible selon un
algorithme de calcul (transformée rapide de Fourier : FFT). La brillance traduit l’amplitude
du signal et est proportionnelle au nombre de globules rouges de déplaçant à la même
vitesse.
 Avantages du DC : très bonne sensibilité, bon rapport signal/bruit, pas d’ambigüité
spectrale.
 Inconvénients du DC : ambigüité spatiale, résolution axiale nulle, absence de calcul
des vitesses absolues.
En mode Doppler Pulsé, le même transducteur est utilisé alternativement pour
l’émission et la réception.
Pendant l’émission, le transducteur émet des pulses (train d’ondes : 5 à 20 ondes
sinusoïdales à la fréquence f) pendant une durée brève (t), répétés à un intervalle régulier
(T = intervalle de temps entre 2 pulses).
1 / T = PRF
(Pulse Repetition Frequency : fréquence de répétition des pulses).
Le Doppler pulsé peut être couplé à l’échographie (mode Duplex) ou à l’échographie et à
l’acquisition en temps réel d’une imagerie de flux (mode Triplex). Dans ces modes, les
mêmes transducteurs sont utilisés alternativement en mode échographique puis en mode
Doppler. Ce partage du temps a pour conséquence une diminution de la cadence des images
échographiques et de la PRF. Geler l’image échographique en mode Duplex ou Triplex permet
d’augmenter la PRF et d’améliorer l’analyse spectrale du Doppler.
 Avantages du DP : localisation et adaptation la largeur de la fenêtre de tir Doppler,
calcul des vitesses absolues par mesure de l’angle d’insonation.
 Inconvénients du DP : rapport signal/bruit faible  nécessiter d’augmenter la
puissance acoustique (effets biologiques des US).
Théorème de Nyquist et Shannon : la fréquence d’échantillonnage d’un signal doit être
égale à 2 fois la fréquence maximale de ce signal.
Si on veut mesurer un signal Doppler de fréquence ∆Fmax, la PRF doit être supérieure ou égale
à 2 x ∆Fmax.
Or la profondeur limite d’examen est inversement proportionnelle à la PRF.
Cette limite physique devient une limite diagnostique pour l’exploration des vaisseaux les
plus profonds. Lorsque le faisceau US enregistre des vitesses supérieures à la Vmax, il se
produira une ambigüité spatiale.
Pour dépasser la limitation de la Vmax mesurable, on peut
1/ baisser au maximum la ligne des zéros
2/ diminuer la fréquence d’émission (mais diminue l’intensité du signal Doppler)
3/ diminuer la profondeur du vaisseau étudié
4/ augmenter la PRF
5/ passer en mode Doppler continu
6/ augmenter l’angle d’incidence.
Imagerie de flux : le Doppler couleur.
Le Doppler couleur repose sur l’effet Doppler pulsé en mode duplex. Le Doppler pulsé y est
analysé en mode multi-lignes (fonction du nombre de céramiques : 84, 128, 256) et multiportes (contrairement au Doppler pulsé ou l’analyse du signal ne concerne qu’une seule
porte).
A la différence du Doppler pulsé, le mode Doppler couleur indique la fréquence Doppler
moyenne de chaque porte de la ligne de tir, calculée à l’aide d’un algorithme de traitement
du signal, appelé procédé « d’auto-corrélation ». Le Doppler couleur est une simplification
du Doppler pulsé et donne une analyse semi-quantitative.
Le Doppler couleur permet d’obtenir 4 paramètres principaux :
1. l’amplitude du signal (quantité d’énergie du signal reçu = intensité de la couleur),
2. la phase (sens de déplacement : rouge / bleu),
3. la fréquence Doppler moyenne
4. la variance (écart type de la répartition des fréquences moyennes : zones de
turbulences : vert/jaune).
La sensibilité et la résolution de l’imagerie de flux en Doppler couleur dépendent de
plusieurs paramètres :
 fréquence d’émission,
 nombre de tirs par ligne : 5 à 30 en pratique, valeur réglable : « packet-size ou
« moyennage »,
 densité de lignes couleurs échantillonnées (résolution),
 taille du volume d’échantillonnage sur chacune des lignes : longueur des impulsions
émises = quantité d’énergie transportée = sensibilité Doppler.
La résolution spatiale du Doppler couleur est de l’ordre de 0.5 mm.
La variation du gain couleur permet d’obtenir un bon remplissage couleur.
L’imagerie de flux Doppler couleur est toujours superposée à l’imagerie échographique en
échelle de gris. L’image finale correspond à un compromis entre ces 2 modes, compromis
géré par la priorité couleur. Elle permet l’ajustement du seuil de niveau de gris à partir
duquel va s’afficher l’information couleur.
Une façon simple d’augmenter le remplissage couleur sans augmenter le gain couleur pour
éviter le débordement extra-vasculaire (« over-painting ou over-lapping ») et à priorité
couleur constante, est de diminuer le gain noir et blanc.
Les filtres Doppler couleur : filtres de parois, réducteurs de speckle (interférence
acoustique liée à la diffusion des échos par les GR), touche « Optimizer » (post-traitement
logiciel).
Pour l’étude des flux lents, il faut diminuer au maximum les filtres Doppler et les PRF ; mais
dans l’étude des vitesses élevées, il ne faut pas systématiquement augmenter le niveau des
filtres, afin de ne pas supprimer les artéfacts colorés extra-vasculaires qui peuvent être
informatifs en cas de jet sténotique.
Le signal Doppler couleur est soumis aux mêmes limites que le signal Doppler pulsé : la
vitesse maximale mesurable augmente avec la PRF et diminue avec la profondeur
d’exploration et la fréquence d’émission des US. Si la PRF est trop faible pour la vitesse
mesurée, il s’en suivra un phénomène de repliement spectral = aliasing, caractérisé par une
inversion de la couleur, qui débutera par les extrémités de l’échelle couleur.
En pratique, en cas de sténose artérielle, l’aliasing permet de repérer le jet sténotique si la
PRF est adaptée à la vitesse moyenne du vaisseau exploré.
Imagerie de flux : le Doppler puissance ou Doppler énergie
La puissance est une énergie par unité de temps.
Dans le mode puissance, le signal émis est identique à celui du Doppler couleur (onde
sinusoïdale, monofréquence), de même que le procédé d’analyse (auto-corrélation). Le
principal paramètre analysé dans le signal reçu n’est plus la fréquence moyenne mais
l’amplitude du signal qui traduit son énergie, proportionnelle à la quantité d’hématies en
mouvement, quelle que soit leur vitesse. La phase du signal peut être analysée (sens de
déplacement des hématies).
 Avantages du mode puissance / mode couleur : meilleure sensibilité pour les flux lents,
meilleur rapport signal/bruit, dépendance moindre vis-à-vis de l’angle de tir, absence
de repliement spectral ou aliasing.
 Inconvénients du mode puissance / mode couleur : pas d’information sur la vitesse ni
sur le profil d’écoulement, plus grande sensibilité aux artefacts de mouvement.
Dans le mode puissance comme dans le mode couleur, la sensibilité Doppler est
proportionnelle à la longueur des impulsions émises. Cette longueur est réglable sur
certains appareils échographiques (Aloka® : réglage « Image Select »). Mais la résolution
spatiale diminue avec cette longueur : elle est également de 0.5mm en Doppler puissance.
Mode Eflow : amélioration de la résolution spatiale du mode puissance (Aloka® puis
Toshiba®, Hitachi®) sans perte de sensibilité.
Dans ce mode, le signal n’est plus constitué d’ondes sinusoïdales monofréquences, mais
d’impulsions plus courtes (amélioration de la résolution spatiale, amélioration de la cadence
image et de la résolution temporelle par augmentation de la PRF) composées de plusieurs
fréquences (augmentation de la quantité d’énergie).
Résolution spatiale en Eflow = 0.25mm.
Mode Bflow : imagerie de flux basée sur le mode B, développée par Général Electric®.
Elle est basée sur la détection des ondes rétrodiffusées par les GR (« Speckle »), avec
augmentation de la durée des impulsions qui sont codées, puis filtrage. Le mode B flow peut
être combiné avec le mode couleur (« BFI « : Blood Flow Imaging) ou le mode puissance
(« BFI-angio »).
L’imagerie harmonique
Une harmonique est un élément constitutif d'un phénomène périodique ou vibratoire. Une
onde sonore de hauteur constante est composée d'une superposition de sons élémentaires
nommés harmoniques dont les fréquences sont des multiples entiers de la fréquence
fondamentale.
L’augmentation de la bande passante des capteurs actuels est telle qu’il est possible désormais
d’émettre les ultrasons autour d’une certaine fréquence et de recevoir les échos réfléchis dans
d’autres gammes de fréquences.
Ceci permet d’exploiter l’effet non-linéaire des interactions ultrasonores avec les tissus pour
produire de nouvelles images dites « harmoniques ». Les tissus biologiques sont des
matériaux non-linéaires, de telle sorte que des harmoniques de la fréquence d’émission
apparaissent graduellement au cours de la propagation dans les tissus. L’imagerie
harmonique consiste à sonder un tissu avec une fréquence fondamentale et à recueillir le signal
réfléchi à une fréquence harmonique (en principe l’harmonique double) de la fréquence
d’émission. Ce nouveau mode d’imagerie permet l’obtention d’images de meilleure qualité.
Les produits de contraste ultrasonore
Les agents de contraste sont des microbulles de gaz encapsulées, dont le diamètre est de
l’ordre de quelques microns, qui se comportent comme des diffuseurs très réfléchissants et
permettent de rehausser le contraste des images de façon considérable dans tout le
compartiment vasculaire. Ils se comportent également comme des résonateurs non
linéaires avec des fréquences de résonance situées entre 1 et 9 MHz.
En combinant imagerie harmonique et produits de contraste, on écoute à la réception la
réponse spécifique des oscillations non linéaires des microbulles à l’harmonique double de la
fréquence d’émission pour obtenir un gain supplémentaire de rapport signal sur bruit.
L’imagerie « compound » ou tirs croisés
Le principe de cette imagerie repose sur le décalage de phase. La stimulation des cristaux se
fait de proche en proche pour obtenir une onde ultrasonore oblique. La réception se fait de
même manière. L’image est donc construite avec plusieurs tirs provenant de groupes de
cristaux différents. Cette technologie permet de mieux gérer les obstacles et permet
d’améliorer la résolution, car l’image est riche d’incidences différentes (3 par exemple). La
cadence image est donc ralentie d’autant car les tirs ne sont pas simultanés. Un autre
inconvénient est l’effacement partiel des cônes d’ombres qui permettent parfois de mieux
renseigner un écho comme par exemple les calcifications.
Réglages modifiant l’échelle visuelle des gris.
Contraste du moniteur
Gain (post traitement) et réglage TGC (Time Gain Compensation)
Puissance acoustique ou énergie d’émission
Contraste ou dynamique (compression de l’échelle)
Courbe gamma (rend compte de la courbe générale de l’intensité des points en
fonction des décibels reçus)
Rejet ou filtre (il supprime les faibles échos, c'est-à-dire ceux ayant peu d’énergie)
Réglages modifiant la cadence image (CI) en imagerie B
= nombres d’images générées par l’échographe à la seconde (autour de 25 Hz)
-
Profondeur : quand elle augmente, la CI diminue
Largeur de la fenêtre : quand elle augmente, la CI diminue
Zoom (à l’écriture) : quand il augmente, la CI augmente
Tirs croisés (compound) : quand il est mis en route, la CI diminue
La densité de ligne (ou Beam process) : quand elle augmente, la CI diminue
Les focales : plus elles sont nombreuses plus la CI diminue
Le doppler couleur : plus la fenêtre est grande plus la CI est faible
Le duplex ralenti la CI, le triplex encore plus.
Réglages pour améliorer son imagerie couleur en pathologie vasculaire
Incliner la sonde ou la boite couleur par apport au flux circulant mesuré
Réduire et adapter la taille de la boite couleur à la zone de mesure
Régler le gain couleur au maximum, juste avant l’apparition d’artéfacts colorés extravasculaires
Diminuer le gain noir et blanc
Utiliser au minimum les filtres couleur
Utiliser la PRF la plus basse possible, mais sans apparition d’aliasing dans les
conditions normales de circulation.
Ne pas abuser du moyennage (ou persistance) spatial ou temporel pour garder un
rendu dynamique de la cartographie couleur.
Trouver le meilleur compromis entre la résolution spatiale couleur et la cadence
image en fonction du type d’exploration vasculaire.
Futures modalités
Outils d’analyse des flux




Calcul des Vecteurs Vitesse (VFM)
Calcul des Vortex
Cartographies Vectorielles
Cartographies de pression
Outils d’analyse des parois et des plaques
Logiciels d’analyse de la densité des plaques en 2D (GSM) et 3D
Logiciels d’analyse du volume des plaques
Logiciels de calcul automatique de l’épaisseur intima-média (EIM)
EchoTracking : échographie haute résolution qui enregistre les variations systolodiastoliques des diamètres de l’artère (diamètres interne et externe de l’artère carotide), qui
reflètent la rigidité pariétale.
FMD (Flow Mediated Dilation) : dilatation médiée par le flux = appréciation de la fonction
endothéliale ; repose sur la vasodilatation endothélium-dépendante, reflet de la
biodisponibilité du monoxyde d’azote (NO).
Elastographie : elle réalise une analyse de l’élasticité tissulaire, par contrainte soit statique
(compression du milieu avec la sonde), soit dynamique (génération et propagation d’ondes
de cisaillement dans le milieu étudié). Dans la contrainte statique, l’information directement
estimée à partir de l’acquisition d’une série d’images ultrasonores est le champ de
déformation au cours de la compression (les régions molles se déforment davantage que les
régions rigides). Dans la contrainte dynamique, la vitesse de propagation des ondes de
cisaillement dans le tissu dépend du paramètre d’élasticité du tissu appelé module de
cisaillement (G).