UE2-Revel-Bases-du

UE 2 – Biopathologie
C. Revel
Date : 19/10/15
Promo : P2 2015/2016
Ronéistes : Pawak PURAHOO
Anne ROBERT
Plage horaire : 8h30 10h30
Enseignant : C.Revel
Bases du contraste images
Objectif du cours :
- Se familiariser avec les termes employés en imagerie médicale afin de caractériser le matériel
d’acquisition et de reconstruction à travers un exemple concret : update d’un PET/CT.
- Etude d'un appareil simple d'imagerie : l'échographie (non traitée cette année !)
I.
Définitions et Principes
1) Uniformité
2) Champ de vue
3) La fonction de dispersion linéique (fonction d'étalement de point) et
largeur à mi-hauteur (FWHM)
4) Transfert = Convolution
5) Technique de reconstruction d'image
6) Résolution spatiale
7) Contraste
8) Bruit
II. L'Echographie
1) Généralités
2) Effet piézo-électrique
3) Modulation de la fréquence des ultrasons
4) Le gel
5) Traitement du signal
6) Visualisation des images
7) Avantages
8) Inconvénients
9) Principales indications
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I.
Définitions et Principes
1) Uniformité
On peut voir sur le schéma un pet-scan, avec
sa couronne de détection. Le pet scan est une
imagerie gamma avec une émission par
positon. Un positon est émis dans la matière
où il rencontre un électron donnant lieu à une
réaction matière-anti matière (rond rouge sur
le schéma). Ils vont s'annihiler en créant de
l'énergie sous la forme de deux rayons
gamma, distants de 180° (en rouge). Les deux
rayons gamma émis seront détectés par la
couronne de détection.
En ce qui concerne le cristal de scintillation :
le photon rentre dans le cristal en parcourant
une distance durant laquelle son énergie se
convertit en lumière : c'est la scintillation. On
voit alors un signal lumineux.
Il y a deux cas de figure :
- Soit le photon arrive parallèle au rectangle de scintillation (premier schéma) dans lequel il va
scintiller. Quand le photon vient du centre de la FOV (champ de vue que l'on verra plus tard), la
ligne de réponse (LOR, en noir) a des chances d'être correctement localisée dans le cristal (premier
schéma, là où la ligne noir et rouge se superpose).
- Soit le photon arrive « oblique » (deuxième schéma) si on s’éloigne du centre (FOV). Il traverse
alors plusieurs autres détecteurs avant d'atteindre celui qu'il activera. Il y a une distance entre le
parcours du photon et la LOR car ce dernier percute le cristal de manière non orthogonale. La LOR
va être certainement calculée un peu moins correctement (deuxième schéma, la ligne noire et rouge
ne se superposent pas), il y a donc une marge d'erreur à cause de l'angulation, erreur qui va être
source d’un flou, d’une mauvaise résolution de l’appareil.
2) Champ de vue
La FOV (Field Of View) est le champ de vue
(= champ de l'image). Il existe deux types de
FOV : la FOV transverse ou la FOV axiale
le long du corps du patient. Il existe des tailles
de détecteurs différents, petits (à gauche sur le
schéma) ou élargis (à droite sur le schéma).
On peut voir qu'il faudra moins de part pour
faire la même distance avec un détecteur
élargi plutôt qu'un petit.
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Acquisition en 7 parts
Acquisition en 5 parts (plus rapide)
3) La fonction de dispersion linéique (fonction d'étalement de point) et
largeur à mi hauteur (FWHM)
FDL = Fonction d'étalement du point = PSF (Point Spread Function)
Le PSF décrit une réponse d'un système d'imagerie d'un point source ou d'un point objet.
Quand le photon percute de manière orthogonale le cristal, on va avoir une fonction d’étalement des
points (PSF) qui va modifier l’image de l’objet réel.
Une PSF dont le photon arrive bien droit (parallèle au cristal) sera harmonieuse tandis qu'une PSF
dont le photon arrive avec une angulation est disharmonieux. De plus, elle nous informe sur
l'orientation du photon arrivant au cristal et peut donc permettre de déterminer la marge d'erreur
entre la LOR et l'arrivé réel du photon (cf. uniformité).
Un système qui connait la réponse d’un point source de n’importe où du champ de vue, peut utiliser
cette information pour retrouver la forme originale de l’image, de l’objet qui a été imagé. Les PSF
sont utilisées avec précision dans les instruments d'imageries comme le microscope,
l'ophtalmologie, l'astronomie, en faisant une correction géométrique de l'image finale (obtenir une
image nette).
Si l'image d'un point donne un point (pour un système d'imagerie parfait), ce que l'on voit
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correspondra à la réalité. Cependant il existe toujours des imprécisions, raison pour laquelle
certaines photos sont floues.
Explications : On va avoir une courbe un peu gaussienne qui correspond au système d’imagerie.
Quand il y aura une impulsion, on aura une courbe. Quand il y aura deux points (deux impulsions),
on aura deux courbes superposées. Du coup, il est difficile de voir qu’il s’agit de deux points
séparés l’un de l’autre ; et c’est cela qui fait la résolution d’un système d’image, d’où la largeur à
mi-hauteur.
La PSF influe donc directement la résolution de l'appareil d'imagerie, caractérisée entre autres
par sa largeur à mi hauteur (FWHM). Cette dernière permet de comparer les appareils d'imagerie
entre eux : plus la largeur à mi hauteur de la PSF est fine, étroite, plus l'appareil est performant.
Une largeur à mi-hauteur (ou LMH) (sous-entendu du maximum du pic), en anglais Full Width at
Half Maximum abrégée en FWHM, est une expression de l'amplitude d'une fonction, donnée par la
différence entre les deux valeurs extrêmes de la variable indépendante pour lesquelles la variable
dépendante est égale à la moitié de sa valeur maximale.
4) Transfert = Convolution
C’est une formule universelle.
L’image est un objet dans lequel on a appliqué une fonction de transfert (qui déforme l’objet pour
en rendre une photo). La FDL va caractériser cette FT.
FT=FDL ou FTP Fonction de dispersion linéique
Lorsque le système d'imagerie est considéré linéaire et invariant, l'effet de la PSF est décrit par une
opération de convolution sur les données réelles.
La PSF est alors l'équivalent bidimensionnel de la réponse impulsionnelle utilisée en traitement du
signal. Cela a pour effet un « étalement » du point lumineux, considéré comme un défaut.
A chaque acquisition, l'instrument introduit une dégradation de l'image : la FTP.
Cette FTP est connue car elle est spécifique à la machine. On peut alors l’utiliser pour des
opérations de déconvolution qui permettent de renverser le processus.
En d’autres mots, si on connait cette fonction de transfert FT, on peut essayer d’avoir une meilleure
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vision de l’objet réel, et donc améliorer la résolution du système d’imagerie.
Ainsi on pourra faire une fonction de déconvolution pour rétablir le point et se rapprocher le plus de
l'image réelle.
Photo bleue du bas, côté droit : le photon est à l’extérieur du FOV, le système d’imagerie détecte
autre chose (courbe orange). À partir de chaque endroit, tout a été calculé pour savoir d’où vient
l’image native. Il va alors pouvoir corriger l’erreur car on lui a « appris » que, lorsque l’on a une
certaine image, le photon vient d’une certaine manière.
Diapo de droite : au niveau du petit carré noir, nous sommes dans le champ de vue et plus on va
vers la périphérie, plus l’image devient floue dû à la marge d’erreur (without HD PET).
La fonction linéique étant connue à chaque endroit, chaque point devient un point et on aura donc
une uniformité du champ de vue. (With HD PET)
Le but des ingénieurs est alors de définir le plus précisément possible la FTP de chaque appareil de
détection.
Exemple : Dans la HD-TEP, la technique de déconvolution a progressé : l'appareil ne considère
plus les points comme tout au centre, mais prend en compte la périphérie et donc les divers
angles d'attaques.
Cela a augmenté la qualité de l'imagerie et l'uniformité, on arrive à avoir des images plus précises.
Graphique : la largueur à mi-hauteur caractérise la résolution. Plus on s’éloigne du centre de
résolution, plus on perd en résolution.
On part d’une résolution de 4mm à 6mm en bord de champ avec la TEP sans HD (courbe noire)
Avec la HD TEP on a une résolution constante e 2mm. (On augmente par trois la résolution.)
D’où une amélioration significative de la résolution en TEP-HD.
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5) Technique de reconstruction d'image
A. La rétroprojection filtrée
L'une des techniques de reconstruction d'image est la rétroprojection filtrée. On peut distinguer
plusieurs étapes :
1. Tout d'abord, la caméra réalise de multiples projections en effectuant un tour à 360° autour du
patient.
Ces images donnent un sinogramme (un signal issu d’une coupe z), chaque ligne va être reportée
avec un angle différent. Le but est d'avoir une reconstruction tomographique qui reconstitue la
coupe. Plus on tourne, plus on multiplie les angles et plus on va affiner une image jusqu'à
avoir une image proche de celle originale.
C’est en reconstruisant cette coupe z, qu’on visualisera une coupe en 3 dimensions.
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Si on multiplie les angles, on augmentera le nombre de projections jusqu’à améliorer la qualité de
l’image ; d’où les artéfacts en épandage sur certains scanner avec les tissus denses (prothèses, os)
qui mettent en évidence l’utilisation de la rétroprojection filtrée.
Exemple : L'artéfact en étoile (schéma ci-dessous) est dû à la rétroprojection filtrée.
2. La seconde étape est de passer dans le domaine des fréquences (espace de Fourier) avec une
Transformée de Fourier (TF).
La Transformée de Fourier convertit le domaine spatial en domaine temporel.
On ne reconnait plus l'image mais c'est toujours la même qui est juste traduit sous forme de
fréquence.
Utiliser la transformée de Fourier permet d'influencer l'image, de mettre plus de basses fréquences
ou plus de hautes fréquences.
Le prof donne l'exemple de la chaine wifi ou la musique est transcrit sous forme de barre
correspondant aux fréquences : on peut moduler le son selon ses envies.
Les hautes fréquences spatiales correspondront aux petites structures proches entre elles
tandis que les basses fréquences spatiales représenteront les structures grosses avec plus
d'espace entre elles.
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3. Une fois l'image fréquence obtenue, on peut isoler les hautes ou basses fréquences.
Si on conserve les basses fréquences, on obtiendra plus de contrastes sur l'image, avec tous les
phénomènes répétitifs. A l'inverse si l'on conserve les hautes fréquences, on aura une
meilleure résolution.
4. Les hautes fréquences donnent la résolution de l'appareil, cela dépend de l'appareil, on parle de
fonction de transfert de détecteur pour passer de l'objet à l'image. Le système étant imparfait, le
transfert de détecteur permet de pallier à cette imperfection.
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Récapitulatif du prof :
1) sinogramme des projections
2) espace fréquentiel de Fourier
3) filtre
4) transformée de Fourier inverse
5) rétroprojection
6) obtention d’une coupe.
B. La reconstruction itérative
Il s'agit d'une reconstruction tomographique.
Chaque pixel est mis dans des colonnes et des
lignes. On intègre tout dans des matrices avec
autant d'équations à x inconnues de très
grandes tailles (par exemple 120 projections).
On aura l'image donc un peu plus tard.
Il existe une expression discrète et matricielle du problème de reconstruction.
Problème de reconstruction : système d’équation de grande taille – 128 projections : 128x128
–> 2 097 152 équations à autant d’inconnues !
On fait plusieurs projections d'un point, donc P1, P2, ...qui vont dépendre de chaque pixel de la
matrice. On aura une projection acquise (p = image de l'objet).
R : l'opérateur de projection, équivalent à la fonction de transfert.
f : l'objet à reconstruire (mais on va être dans l'espace numérique).
On connaît p et R et on va obtenir l'objet à reconstruire, f.
C'est une inversion itérative du système d’équation.
OSEM (Ordered Subset Expectation Maximisation) = Tri des P projections en sous-ensembles
ordonnées.
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On va essayer de regrouper les projections. Par exemple pour 8 projections, on va faire 2 sousensembles de 4 projections.
Découper en sous-ensembles permet d'accélérer l'acquisition.
On n'obtient pas la coupe immédiatement : on a des projections auxquelles on va appliquer
des algorithmes qui vont permettre de retransformer en coupe.
Quel est l'intérêt de la reconstruction itérative par rapport à la rétroprojection filtrée ?
On a vu que l'HD-TEP utilise l'algorithme itératif. Elle permet de réduire les artefacts de raies. De
plus, il y a une possible compensation des phénomènes parasites grâce à une modélisation adéquate
de vecteur R. Le but c'est d'intégrer le maximum d'informations (comment le photon diffuse,
comment il est atténué dans la matière, et tout ce qui peut influencer l'image) dans R pour
être le plus proche possible de la réalité.
Pour un TEP-scan, le photon fait ricochet dans le corps, cela provoque des erreurs sur sa
provenance (phénomène de diffusion, atténuation, fonction de réponse des détecteurs). On
rentre ces données et par modélisation, on obtient la meilleure image possible. C'est grâce à ça
qu'on a pu faire la caméra couplée au scanner. Le scanner nous donne une carte d'atténuation et on
va pouvoir dire que tel photon a traversé des choses dures, molles, et on va lui redonner son signal
natif, ce qui n'était pas possible avec la rétroprojection filtrée. L'objectif dans l'avenir est donc de
pouvoir acquérir le plus de données possibles pour améliorer les systèmes d'imagerie.
NB : Les photons sont censés être à 180°, mais il peut y avoir une angulation. On aura un flou car le
photon n'est plus là où il devrait être (B). C'est le phénomène de diffusion.
Question 2014 : quelle différence entre analytique et itératif ?
Analytique = rétroprojection filtrée simple : on fait une transformée de fournier, on filtre, puis on
effectue une transformée de fournier inverse.
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Itérative = c'est pour les images plus complexes. Les systèmes en équation permettent d'intégrer
toutes les informations sur l'objet et qui peuvent aider à sa reconstruction en image (exemple : sur
un scanner on peut rentrer dans l'algorithme le coefficient d'atténuation des tissus)
Le graphique nous montre qu'en diminuant la largeur à mi-hauteur on augmente la résolution. On
voit qu'avec l'HD-TEP la résolution est meilleure.
6) Résolution spatiale
La résolution spatiale peut être définie comme la plus petite distante par laquelle 2 objets (qui
apparaissent distincts) sont séparés, c.-à-d. que je vois que deux points ne sont pas qu'un.
C'est différent de la sensibilité du système, c.-à-d. détecter un point qui fait 5mm, par exemple. Ce
qui se passe en pratique, en 2002, le PET scan avait une résolution de 6-8mm. Ça veut dire qu'il
distinguait deux points seulement si les deux objets étaient séparés d'au moins 6 -8mm. S'il y avait
deux points séparés de 1mm, il voyait un gros point.
A ne pas confondre : Détectabilité (sensibilité) et résolution
Pour une résolution de 1cm par exemple, on pourra très bien détecter des métastases de 1mm
(détectabilité). Par contre on ne pourra pas voir distinctement deux métastases séparés de 1mm
(résolution), qui apparaîtront plutôt sous la forme d’une seule tâche à l’écran. (Le prof à l'air de
trouver cela important, de nombreux radiologue font l'erreur)
En cancérologie, on a des systèmes d'imagerie utilisant l'iode-131. On met tellement de dose (car le
but est de détruire les reliquats tumoraux) que si on fait une image, on a un seuil de détectabilité qui
est très fort, c.-à-d. qu'on a des micronodules qui font de 1-2mm. Pourtant la résolution du système
est de 1,3cm. C.-à-d. qu'en fait si les nodules sont séparés de 1,5cm on peut les voir. Par contre s'ils
sont séparés de 1cm, on voit un gros point, mais on détecte quand même les nodules qui font mm.
En scanner, la résolution est de 0,5 mm et en PET de 2-4mm.
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Facteurs intervenant dans (modifiant) la résolution spatiale :
1. Le flou géométrique : la capacité des instruments à détecter un signal va introduire un
flou géométrique (concept de largeur à mi-hauteur).
2. Les mouvements du patient : si un patient bouge pendant l'acquisition, le point que l'on
détectera ne sera pas forcément au même endroit sur la projection suivante, ce qui
introduit une notion de flou.
3. Le pouvoir de résolution fini du détecteur
4. La numérisation de l’image (chaîne échantillonnage-quantification)
Il y a plein de choses en imagerie qui font qu'on va perdre en résolution spatiale. Le but est
d'intégrer tout ça dans le R.
Théorème de Shannon
La fréquence d’échantillonnage du signal (qui correspond à la taille d’un pixel sur l’écran) doit
être supérieure ou égale à deux fois la fréquence maximale contenue dans le signal.
Soit : Fe ≥ 2Fm
Si on veut une résolution de 2mm, il faudra utiliser une matrice composée de pixels de 1mm (=
fréquence d’échantillonnage). Il faut donc avoir une et une fréquence d'échantillonnage adapter à la
résolution que l'on veut obtenir. Cependant plus la matrice est importante (meilleure sera la
résolution) et plus il y a du bruit et des parasites.
Si j'ai un point de 1mm, séparé d'un autre de 1mm, la résolution me permet de le voir. Si les deux
points sont à cheval sur la matrice, on aura une barre continue, et on ne sera pas capable de les
distinguer. Donc, si je veux avoir une résolution de 2mm, il faudra avoir des pixels de 1mm (2 fois
1mm).
Le PET scan valait 2 500 000€. C'est comme-ci on avait changé de caméra. On avait une résolution
de 5-6mm et on est passé à une résolution de 2mm. Toutefois il fallait avoir une matrice de 1mm et
non plus de 3mm. On a vu que si on divise par trois la taille des pixels, on doit augmenter le signal
car sinon on va augmenter le bruit (peu de signal par pixel). C'est comme dans les appareils
numériques, si on zoom, à la fin on augmente le bruit. On est donc passé d'une matrice de 128×128
à 360.
Pour augmenter le signal (photons qu'on reçoit), on pourrait augmenter par trois la quantité de
radioactivité injectée, mais ça tombe en dehors des recommandations. L'autre solution est donc de
rester trois fois plus longtemps sur le patient pour recueillir trois fois plus de signal, autant dire que
ce n’est pas vraiment possible. C'est possible sur le cerveau, car c'est un énorme consommateur de
sucre, et il y a le plus de fixation. On injecte déjà deux fois moins qu'en imagerie cancérologique,
car on a tellement de signal. On arrive à avoir une très bonne qualité d'image avec une résolution
de 2mm. Le champ des matrices de plus 400 fait 70mm. Pour une résolution de 2mm (pixel 1mm), il
faudrait des matrices de 700×700, mais les ordinateurs n'y arrivent pas. La seule solution était de
faire un champ plus petit et de mettre 360 pixels.
On a pu avoir des résolutions de 2mm sur le cerveau et on a utilisé pour certains patients des
résolutions de 2mm quand on avait besoin des champs de radiothérapies précis, car pour certaines
zones du corps, on reste 10 min au lieu de 2 min, et là on a des résolutions de 2mm, mais on ne peut
pas l'avoir chez tous les patients. La prochaine génération de TEP scans pourra l'avoir car on va
augmenter le seuil de détection par dose par 2 ou 3, ce qui va nous permettre des résolutions de
2mm pour tous les patients.
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C'est pour ça qu'on a des écrans ultra HD, la matrice est plus élevée et donc la résolution plus
importante. On parle maintenant de télévisions 4K (4000 pixels).
7) Contraste
Le contraste correspond à la différence de signal (densité optique) entre deux régions adjacentes,
soit :
Formule à connaître.
La base du contraste est le rapport signal sur bruit. Dans le HD-TEP, le rapport signal sur bruit est
bien plus élevé. Par exemple, on voit un rond dans un carré. En terme numérique, le signal N2 est
plus haut que le signal N1 ; le signal N2 se dégage du signal N1.
8) Le bruit
Il s’agit d’un signal indésirable perturbant le signal utile. Il représente une incertitude ou une
imprécision avec laquelle le signal est enregistré.
Exemple : une image enregistrée avec un faible nombre de photons va posséder un niveau élevé de
bruit. C'était le problème rencontré. Si on mettait une matrice trop élevée en gardant le même temps
d'acquisition qu'avant, on augmenterait le bruit dans le pixel (pas assez de photons et augmentation
du niveau d'incertitude et de bruit).
Il faut savoir distinguer le bruit dû à des perturbations purement aléatoires des interférences
produites par d’autres signaux utiles (plusieurs types de bruit).
Quand le signal est faible, sa détection dépend de la valeur du bruit.
Si le bruit est élevé, il sera difficile de différencier le signal du bruit. (Quasiment indiscernable, car
rapport signal sur bruit pas assez élevé).
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Au contraire, lorsque le signal est plus élevé (plus de niveaux de gris), on pourra tout de même
distinguer correctement certains détails malgré un bruit important.
Formule du rapport signal sur bruit :
Ce rapport, également appelé SNR (Signal to Noise Ratio en anglais) est exprimé en décibel.
Il vaut donc 0 décibel si la valeur moyenne de signal du bruit est égale à celle du signal. Plus on
augmente le nombre de décibel, meilleur est le rapport signal/bruit.
Le professeur a précisé que cette formule n’était pas à connaître par cœur mais qu’il fallait retenir
qu’il s’agissait du rapport de la valeur utile sur la valeur du bruit
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Ici, on a amélioré la résolution en augmentant le rapport signal/bruit. On voit beaucoup mieux le
noir par rapport au blanc alors qu'avant c'était un objet clair. On a augmenté le contraste.
Question d'élève : Le contraste a une valeur comprise entre 0 et 1 ?
Réponse : En fait on parle de rapport signal sur bruit. Si le signal est égal au bruit on a 0 dB, et on
ne peut pas distinguer les deux. Plus le signal augmente par rapport au bruit, plus la valeur
augmente.
Question d'élève : Est-ce que le fait d'avoir trop de précision n'amène pas à des faux diagnostics, ex
on passe de 2 taches noires à 4 ?
Réponse : On avait peur que tous les ganglions s'allument, car les ganglions sont des fois
inflammatoires. Quand on interprète, c'est par rapport à l'expérience qu'on a. On avait peur que ça
modifie notre façon d'interpréter, mais c'était beaucoup plus facile. Il y a certains qu'il faut
connaître, par exemple, quand on a un produit de scanner, la correction d'atténuation pouvait être
sur-corrigé à certains endroits (exemple : quelque chose de métallique). On va avoir une fixation
autour d'un pacemaker qui n'existe pas. Souvent on regarde les images non-corrigées de
l'atténuation du scanner pour éviter de conduire à tort à des sur-corrections. Globalement, on
améliore les performances des systèmes d'imagerie et on devient plus proche des images réelles.
On devrait avoir la prochaine génération de PET scan l'année prochaine. Les matrices seront
améliorées et seront de 420×420 pour tous les patients. On aura une sensibilité de détection
augmentée de 1, 2, voire par trois, en conservant un examen rapide, sans trop injecter de
radioactivité.
On a fait d'énormes progrès grâce à une conjonction d'éléments techniques, l'ingénierie, le
développement de logiciels. Ce qui fait la différence entre les constructeurs, ce sont les ingénieurs
qu'il y a derrière.
II.
Etude d’un appareil simple d’imagerie : l’échographie
(pas traité cette année 2015)
Le prof n'a quasiment pas traité l'échographie en cour. De ce fait ce qui suit n'est un copié collé du
PDF pour ceux que ça intéresse.
1) Généralités
L'échographe est constitué :
• d'une sonde, permettant l'émission et la réception d'ultrasons ;
• d'un système informatique, transformant le délai entre la réception et l'émission de l'ultrason en
image ;
• d'une console de commande, permettant l'introduction des données du patient et les différents
réglages ;
• d'un système de visualisation : moniteur ;
• d'un système d'enregistrement des données, soit de manière analogique (cassette vidéo,
impression papier), soit de manière numérique (format DICOM) ;
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• Le tout est disposé sur un chariot mobile, permettant d'effectuer l'examen au lit même du patient.
• Les besoins sont différents suivant l'organe étudié. Le plus exigeant est le cœur, mobile par
essence, qui exige une bonne définition de l'image spatiale mais aussi temporelle.
2) Effet piézo-électrique
• Elément de base de l'échographie: la céramique piézoélectrique (PZT), situé dans la sonde, qui,
soumis à des impulsions électriques, vibre générant des ultrasons.
• Les échos sont captés par cette même céramique, qui joue alors le rôle de récepteur : on parle alors
de transducteur ultrasonore
• PZT : propriété que possèdent certains corps de se polariser électriquement sous l’action d’une
contrainte mécanique et réciproquement de se déformer lorsqu’on leur applique un champ
électrique. Les deux effets sont indissociables. Le premier est appelé effet piézoélectrique direct ; le
second effet piézoélectrique inverse.
3) Modulation de la fréquence des us
• Haute fréquence :
– signal plus précis (et donc une image plus fine)
– mais US amorti dans l'organisme et ne permet plus d'examiner les structures profondes.
• En pratique l'échographiste a, à sa disposition, plusieurs sondes avec des fréquences différentes :
– 1,5 à 4,5 Mhz en usage courant pour le secteur profond (abdomen et pelvis), avec une définition
de l'ordre de quelques millimètres ;
– 5 Mhz pour les structures intermédiaires (cœur d'enfant par exemple), avec une résolution
inférieure au millimètre ;
– 7 Mhz pour l'exploration des petites structures assez proches de la peau (artères ou veines) avec
une résolution proche du dixième de millimètre ;
– de 10 Mhz à 18 Mhz plus par exemple pour l'étude, en recherche, de petits animaux, mais aussi,
dans le domaine médical, pour l'imagerie superficielle (visant les structures proches de la peau).
• Cette résolution dépend aussi de la forme de la structure examinée : elle est bien meilleure si elle
est perpendiculaire au faisceau d'ultrasons que si elle est parallèle à ce dernier.
4) Le gel
Pour des raisons mécaniques, on considère que le contact entre la sonde et le ventre ne peut pas être
parfait et qu'il existe donc une fine couche d'air entre la sonde et le ventre.
Les impédances acoustiques de l'air et de la peau (tissu biologique) permettent de calculer la valeur
du coefficient de transmission T de l'interface air-peau
Cette valeur est très faible et engendre donc une atténuation du signal importante entre l'émission et
la réception des ultrasons par la sonde.
C'est pour remédier à ce problème que le médecin applique un gel, dont l'impédance acoustique est
proche de celle de la peau, pour obtenir une atténuation plus faible.
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Résumé du prof en cours :
Au cour de l'échographie il y a une sonde qui permet l'émission et la réception des ultrasons. Le
système informatique qui transmet l'information entre l'émission et la réception des ultrasons et le
transforme en image. Un système d'acquisition transforme l'image de façon analogique.
Les cristaux piézo-électriques (cristaux en céramique) vibrent en générant des ultrasons. Les échos
sont captés par cette même céramique qui fera office de récepteur : on parle de transduction. La
réponse de la sonde a son importance : plus la sonde est dense, plus le signal émis sera précis. Les
ultrasons de trop haute fréquence ne permettent pas de visualiser les structures profondes. La
réponse dépend aussi de l'orientation, le signal est bien meilleur si la sonde est parallèle plutôt
qu'oblique. Le gel, quant à lui, a été une grande avancée en échographie en permettant de limiter
les bulles d'air entre la sonde et le patient. Avant, les premiers échographes mettaient des poches à
eau ou des choses très spéciales pour éviter ces bulles d'air.
A savoir : il existe plusieurs types de format image pour chaque imagerie. On ne peut donc pas
comparer les images parc qu'il faudrait des ordinateurs différents. Il existe donc une association
internationale qui s'appelle DICOM qui permet à tout le monde de parler le même langage en
image. Il permet aussi d'associer à l'image des donnés comme le poids, l'âge du patient.
5) Traitement du signal
L'électronique de l'échographe se charge d'amplifier et de traiter ces signaux afin de les convertir en
signal vidéo. L'image se fait en niveaux de gris selon l'intensité de l'écho en retour.
–Les liquides simples, dans lesquels il n'y a pas de particules en suspension, se contentent de
laisser traverser les sons. Ils ne se signalent donc pas par des échos. Ils seront noirs sur l'écran
(Structures hypoéchogènes)
–Les liquides avec particules, le sang, le mucus, renvoient de petits échos. Ils apparaîtront donc
dans les tons de gris, plus ou moins homogènes.
–Les structures solides, l'os par exemple, renvoient mieux les échos. On verra donc une forme
blanche avec une ombre derrière.
–Les tissus mous sont plus ou moins échogènes: le placenta est plus blanc que l'utérus, qui est plus
blanc que les ovaires.
–Le gaz et l’air, sont comme l'os, très blanc.
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6) Visualisation des images
Elle se fait par l’intermédiaire d’un écran. Différents modes sont disponibles :
- Le plus courant est le mode BD (pour bidimensionnel)
→ il s'agit d'une représentation en coupe de l'organe étudié, le plan de celui-ci étant déterminé par la
position que donne l'examinateur à la sonde.
- Le mode Tm (pour time motion en anglais)
→ cela représente l'évolution d'une ligne de tir (en ordonnée) suivant le temps (en abscisse). Ce
mode permet d'évaluer précisément les structures mobiles (ventricule gauche pour le cœur, par
exemple) et d'en évaluer la taille. Cette dernière dépend cependant étroitement du choix de la ligne
de tir et reste donc très examinateur-dépendant.
À ces images en niveau de gris, peuvent être associées des données du doppler en couleur.
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7) Avantages
• Sans danger : Il n’y a pas d'allergie ni de contre-indication à cet examen.
• Indolore pour le patient
• Peu coûteux : elle ne nécessite qu'un appareil et le prix des consommables peut être négligeable.
L'examen est réalisé avec une seule personne (médecin ou manipulateur dans certains pays, comme
aux États-Unis).
• Mobile, permettant de réaliser l'examen au lit même d'un patient, dans une unité de réanimation
par exemple.
• Résultat immédiat.
• Imagerie en temps réel, avec laquelle on peut toujours compléter l'interrogatoire et l'examen
clinique du patient en cours d'examen.
• Grande précision diagnostique en des mains expertes et permet d'utiliser plusieurs modalité pour
préciser une anomalie : 2D, 3D, reconstructions planaires, échographie de contraste (injection de
microbulles permettant l’étude de la perfusion des tissus), doppler pulsé ou couleur, élastographie,
manœuvres dynamiques.
•Résolution spatiale supérieure au scanner et à l'IRM lorsque l'échogénéicité et la distance à
l'organe le permettent
8) Inconvénients
• L'image manque parfois de netteté, jusqu'à être parfois inexploitable : c'est le problème de
l'échogénéicité, faible en particulier en cas d'obésité.
• Examen « examinateur-dépendant » : Les mesures et la qualité des images dépendent beaucoup
de la position de la sonde (plan de coupe), et donc, de l'habilité et de la compétence de
l'examinateur. Ce positionnement manuel de la sonde varie d'un examen à l'autre et n'est pas connu
a priori, ce qui rend complexe toute réinterprétation de l'examen et tout recalage avec une autre
modalité d'imagerie médicale. Autrement dit, en cas de doute ou de discussion, l'examen doit être
refait en totalité, idéalement par un autre examinateur.
• Le principal bruit qui vient perturber les images ultrasonores est le « speckle » (= « tavelure » en
français) ou granularité (car l'image donne l'impression d'être formée de grains). Ce bruit est dû au
fait que l'imagerie ultrasonore est une technique d'imagerie cohérente, ce qui autorise les
interférences entre les ondes et donc cet aspect granuleux de l'image.
9) Principales indications
• Échographie gynécologique et obstétricale
• Dans le cadre de la surveillance médicale de la grossesse, une échographie permet d'obtenir une
image monochrome d'un fœtus à l'intérieur du ventre de sa mère.
• Échographie abdominale et pelvienne
• détection des troubles d'organes internes (calculs, kystes, cancers).
• Echographie de l'appareil locomoteur
• analyse détaillée des muscles, des tendons, des ligaments et des nerfs périphériques (en
complément du bilan radiographique standard).
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• Échographie per-opératoire
• La sonde peut être posée sur la peau ou directement en contact de l'organe. Dans ce dernier cas, la
sonde est recouverte d'une gaine de protection stérile.
• Échographie vasculaire
• L'examen est toujours couplé au doppler permettant d'analyser les flux sanguins.
• Il existe des sondes fines pouvant être introduites au bout d’un cathéter directement dans le
vaisseau à examiner (artère coronaire par exemple lors d’un coronographie) et permettant l'analyse
précise des parois de celui-ci et ainsi d’observer l’éventuelle présence de plaque d’athérome. On
parle alors d'échographie endovasculaire, ce qui en fait un examen invasif.
• Échographie cardiaque (ETransThoracique/ETransOesophagienne)
• L'examen du cœur comporte des difficultés car il est:
– mobile ;
– inséré dans la cage thoracique, au contact des poumons, ces deux structures (air et os) empêchant
la transmission des ultrasons.
• Échographie avec produit de contraste (microbulle de gaz)
• Elastographie
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