L`imagerie ultrasonore

Chapitre 1
L'imagerie ultrasonore
Dans cette partie sont pr sent s les principes physiques des ultrasons an de comprendre
la construction et la nature des images chographiques. Aprs une description g n rale des
ondes ultrasonores, nous nous int resserons aux caract ristiques d'un faisceau ultrasonore
ainsi qu'aux principes de formation des images d'un chographe. Ceci nous amnera dresser un bilan sur l'imagerie ultrasonore classique et comparer l' chographie avec d'autres
modalit s d'imagerie anatomique.
1.1 L'onde ultrasonore
L'onde ultrasonore est une onde acoustique dont le mode de propagation de l'nergie
s'eectue sans transport de matire. L'onde ultrasonore provoque localement des variations
de pression dans le milieu lastique travers. Une onde ultrasonore est caractrise par sa
clrit, son impdance et sa frquence. L'onde subira ensuite diverses modications qui
dpendent des proprits du milieu matriel tudi.
1.1.1 Caractristiques
Vitesse de propagation et impdance La clrit de l'onde dpend uniquement des
caractristiques du milieu matriel travers qui sont son lasticit et sa densit :
c2 =
E
ρ
avec E et ρ, l'lasticit et la densit du tissu tudi, et c, la clrit de l'onde.
Contrairement au cas des solides, la vitesse du son dans les tissus mous est pratiquement
uniforme et voisine de celle de l'eau. Les vitesses du son pour dirents organes sont donnes
dans le tableau 1.1 tir de Berson 00], fournies titre indicatif. Dans les tissus mous, la
clrit variant peu, on considre qu'elle a une valeur moyenne de 1540m/s. Il est important
de noter que pour les os et l'air, la vitesse des ultrasons est trs dirente de cette valeur
moyenne.
Le comportement d'un milieu vis--vis des ultrasons est exprim par une constante
appele impdance acoustique Z . Celle-ci dpend de la masse volumique et de la compressibilit du milieu :
17
Tissus
Graisse
Muscle
Sang
Os
Cerveau
Foie
Rein
Rate
Poumon
Air
Eau distille
Densit kg/m3
0.92 103
1.07 103
1.06 103
1.38 - 1.81 103
1.03 103
1.06 103
1.04 103
1.06 103
0.40 103
1.2
1.00 103
Vitesse m/s Impdance acoustique kg/m2 /s
1446
1.33 106
1542 - 1626
1.65 - 1.74 106
1566
1.66 106
2070 - 5350
3.75 - 7.38 106
1505 - 1612
1.55 - 1.66 106
1566
1.66 106
1567
1.62 106
1566
1.66 106
650
0.26 106
333
1480
0.4 103
1.48 106
Tab. 1.1: Paramtres acoustiques dans di rents organes du corps humain, en comparaison
avec ceux de l'air et de l'eau (milieux de r f rence) Berson 00].
Z=
ρ
χ
avec ρ la densit et χ la compressibilit du milieu.
Elle traduit l'aptitude d'un milieu donn la pntration des ultrasons et s'exprime
en kg/m2 /s. L'impdance pour dirents organes est donne dans le tableau 1.1. Elle est
faible pour l'air et trs leve pour les os. Nous invitons le lecteur se reporter l'ouvrage
de Duck Duck 90] pour plus de dtails sur l'tude des tissus par ultrasons.
Frquence et longueur d'onde La longueur d'onde λ mesure l'tendue spatiale d'un
cycle de variation. La longueur d'onde est relie la frquence f par la relation : λ = fc .
Les ultrasons utiliss dans le diagnostic mdical ont une frquence comprise entre 3 et
12 M Hz . La longueur d'onde reprsente le pouvoir de rsolution. En chographie, les
rsolutions sont de l'ordre du millimtre.
Remarque L'onde ultrasonore dans un milieu homogne est coh rente, c'est--dire en
phase : il n'y a pas de superposition d cal e de plusieurs ondes de fr quence et longueur
d'onde identiques.
1.1.2 Interactions avec la matire
Les ondes ultrasonores interagissent avec la matire qu'elles traversent. Il se produit
alors plusieurs phnomnes qui aboutissent leur attnuation :
* une absorption dans les milieux homognes,
* des rexions, rfractions et diusions des aux changements de milieux.
Absorption dans un milieu homogne Lors de la propagation, l'onde ultrasonore
cde une partie de son nergie au milieu : il y a absorption de l'nergie, et l'intensit du
faisceau diminue. Cette diminution est totalement dirente de celle de l'augmentation
de la surface de l'onde. Cette absorption suit une loi exponentielle :
I(x) = I0 e−αx
avec I l'intensit la distance x, I0 l'intensit initiale, α le coe#cient d'absorption et x la
distance la source.
Le coe#cient d'absorption α est proportionnel au carr de la frquence f . Ainsi, quand
la frquence augmente, le phnomne d'absorption s'intensie : pour explorer des rgions
profondes telles que l'abdomen, il est ncessaire d'utiliser des frquences basses (3-5 M Hz ).
Rexion et rfraction Lorsqu'une onde ultrasonore passe d'un milieu M1 un milieu
M2 ,
une partie de son nergie est rchie. L'importance relative de cet cho par rapport
l'onde incidente dpend de la valeur de l'interface. Lorsque l'onde ultrasonore atteint
perpendiculairement l'interface, le coe#cient de rexion R est donn par la formule suivante :
R=
Z2 − Z1
Z2 + Z1
2
avec R le coe#cient de rexion, Z1 l'impdance du milieu M1 et Z2 l'impdance du
milieu M2 (voir la gure 1.1).
Par exemple, seule 6% de l'nergie acoustique incidente est rchie sur l'interface
foie/rein droit, alors qu'au niveau de l'interface tissus mous/os, 40% de l'nergie est rchie. Pour les interfaces entre des tissus mous et l'air, R est environ gal 0, 99. C'est
la raison pour laquelle il faut interposer une substance entre la peau et la sonde (du gel)
lors de l'examen chographique pour diminuer la prsence d'air entre les tissus et la sonde
et donc diminuer la valeur de R. Lorsque la dirence entre les impdances Z1 et Z2 est
grande, il n'y a pratiquement pas d'nergie transmise et l'examen ultrasonore est impossible. Ceci se produit par exemple lors de l'observation travers une paroi osseuse o% l'onde
ultrasonore est presque totalement rchie.
Fig. 1.1: Ph nomne de r fraction Berson 00].
De plus, lorsque l'onde ultrasonore n'est pas perpendiculaire l'interface, on observe
alors le phnomne de rfraction. L'angle de l'onde transmise est donn par la loi de Snell :
c2
sin θt
=
sin θi
c1
avec c1 (resp. c2 ) la vitesse de l'onde dans le milieu 1 (resp. le milieu 2) et θi l'angle
d'incidence et θt l'angle de l'onde transmise (voir la gure 1.1). De plus, lorsque l'interface
est convexe, la nature du faisceau transmis est modie. Comme le montre la gure 1.2,
on peut alors observer une focalisation ou une divergence du faisceau ultrasonore.
Fig. 1.2: Inuence de la forme de l'interface sur le ph nomne de r fraction (image tir e
de Coussement 95]).
Diusion et interfrences Lorsque l'interface est de petite taille par rapport la lon-
gueur d'onde, l'nergie de l'onde est diuse, c'est--dire rchie dans de multiples directions. Soit d la taille de l'interface et λ la longueur d'onde. En fonction du rapport λd , il
est possible de dnir trois types de diusion :
* d λ : rtro-diusion,
* d λ : diusion antgrade,
* d λ : diusion multidirectionnelle.
Ces trois types de diusions s'observent lorsque les ultrasons traversent des tissus nement htrognes comme le foie, la rate, le pancras, etc. Compte tenu du fait que les chos
sont renvoys dans de nombreuses directions, l'orientation de la sonde a beaucoup moins
d'importance pour l'tude de la structure des organes que pour l'tude de leurs contours :
pour bien dlimiter un organe, l'onde ultrasonore doit tre la plus perpendiculaire possible
ses contours, alors que ce n'est pas les cas pour la visualisation de la structure. Les
tissus peuvent tre assimils de multiples diuseurs distribus de manire alatoire et
entra&nant la formation d'un ensemble d'ondelettes ultrasonores interfrant entre elles.
Fig. 1.3: Ph nomne de diusion (image tir e de Coussement 95]).
Le phnomne d'interfrence alatoire provoque des uctuations statistiques qui ne
retent pas rellement la distribution des diuseurs dans le tissu : le mouchet ou
speckle en anglais correspond au bruit d'interfrence et caractrise la nature des images
ultrasonores. Ce bruit participe la mdiocrit de la rsolution spatiale, et une petite
structure peut tre noye dans ce speckle.
Attnuation Au total, l'nergie du faisceau ultrasonore s'puise rapidement dans les
milieux traverss et ce d'autant plus qu'ils sont htrognes. Cette attnuation est bien sr
le fait de l'absorption mais aussi des rexions itratives, de la diusion, et de la divergence
du faisceau.
Alors que l'absorption obit une loi exponentielle dcroissante, l'attnuation dcro&t
par paliers irrguliers beaucoup plus rapidement. Il faut de plus rajouter le fait que les chos
que l'on cherche recueillir doivent parcourir la mme distance et aborder le mme nombre
d'interfaces. Ainsi, les chos qui reviennent sur la sonde sont particulirement faibles.
1.2 Le faisceau ultrasonore
1.2.1 Faisceau d'une onde plane
Les grandes frquences des ultrasons (suprieures 1 MHz) autorisent la cration de
faisceaux, c'est--dire d'une onde directionnelle. Lorsque la source est plane, le front d'onde
est plan. Contrairement aux ondes sphriques, la surface n'augmente pas avec la distance.
Ainsi, l'intensit ne dcro&t pas avec la distance et la pntration des ultrasons est sensiblement amliore (voir la gure 1.4).
Soit une source d'ouverture a vibrant en phase, on souhaite conna&tre le champ acoustique au point M situ loin de la source et dni par l'angle θ avec la normale.
Lorsque M est sur l'axe, les contributions des dirents points de la source arrivent
quasiment en mme temps. Cependant, lorsque M s'carte de l'axe, la situation change
car les carts de distance augmentent (voir gure 1.5). Si la dirence de distance entre
PM et OP reprsente par OH vaut exactement λ2 , les ondes issues de P et O arriveront
Fig. 1.4: Faisceau (image tir e de Coussement 95]).
en opposition de phase. On a alors une interfrence destructrice. Lorsque le phnomne se
produit, on a OH = λ2 = a sin θ, soit sin θ = 2aλ .
Le diagramme de rayonnement en fonction de θ, lorsque M est loin de la source, est
reprsent sur la gure 1.5.
De ceci, on peut dduire plusieurs choses importantes :
* La source possde une directivit matrialise par la largeur du lobe principal. La
directivit angulaire, apprcie mi-hauteur du maximum, vaut 2aλ . Ainsi, une
frquence donne, la directivit est meilleure avec une grande ouverture, et de mme,
pour une taille de sonde donne, le faisceau sera d'autant plus directif que la frquence
est leve.
* Le faisceau possde naturellement des lobes latraux. De forts artfacts peuvent ainsi
appara&tre en prsence d'objets particulirement chognes1 .
* Le diagramme de rayonnement est la transforme de Fourier de l'ouverture. Ainsi,
il est possible de rduire les lobes latraux par apodisation2 . En contrepartie, on
observera une lgre perte de directivit.
La gomtrie du faisceau dpend de la distance laquelle on se place de la source, ainsi
que de sa forme : il est possible de dnir deux zones.
Se dit d'un tissu qui gnre une image riche en chos
Le but de l'apodisation est de modier l'enveloppe du signal en la multipliant par une fonction telle
que les oscillations hautes frquences soient supprimes.
1
2
(a)
(b)
Fig. 1.5: Faisceau d'une onde plane. (a), cas o le point
gramme de rayonnement (gures tir es de Patat 00]).
M
s' carte de l'axe (b), Dia-
La premire s'appelle le champ proche ou zone de Fresnel. Les interfrences constructrices ou destructrices varient rapidement d'un point un autre et le champ est trs htrogne. La longueur de ce champ vaut aλ . La seconde se nomme le champ lointain ou
zone de Fraunhofer. Le faisceau va en s'largissant selon un angle de divergence θ qui est
constant : sin θ = 1,22c
2af .
Ainsi, deux paramtres conditionnent la gomtrie du faisceau : la frquence et le
diamtre de la source. Quand ils augmentent, la zone de Fresnel s'allonge et la divergence
de la zone de Fraunhofer diminue (voir gure 1.6).
2
Fig. 1.6: Inuence de la taille de l'ouverture sur la taille des zones de Fresnel et Fraunhofer
(gures tir es de Patat 00]).
1.2.2 Focalisation
Ncessit et principe En chographie, on veut disposer d'un pinceau ultrasonore le plus
n possible pour discriminer au mieux deux structures voisines. Pour cela, il faut focaliser le
faisceau, c'est--dire faire converger celui-ci pour qu'il devienne localement quasi-ponctuel.
Cependant, du fait de la taille limite de la sonde, les eets de diraction largissent le
faisceau par rapport au cne idal. De la focalisation dpend la largeur du faisceau au point
focal, et donc la rsolution latrale (voir section 1.3.4).
Le diamtre d et la longueur l de la zone focale varient dans le mme sens or l'idal
serait d'avoir une zone de petit diamtre, la plus longue possible :
l=
d2 f
1.2c
avec f la frquence utilise et c la vitesse des ultrasons. Ceci montre galement que les
grandes frquences autorisent une bonne focalisation.
1.3 L'chographe
Nous allons maintenant nous intresser l'chographe et ses dirents composants.
Nous verrons tout d'abord le fonctionnement d'une sonde chographique puis la formation
des images et les direntes rsolutions que l'on peut obtenir en chographie.
1.3.1 La sonde
La sonde constitue le maillon essentiel de la cha&ne chographique : elle conditionne en
eet la qualit de l'image. Elle ore la particularit remarquable d'tre la fois un metteur
et un rcepteur : elle transforme l'impulsion lectrique en onde ultrasonore puis convertit
les informations ultrasonores en signaux lectriques. C'est un transformateur d'nergie, un
transducteur.
Cette transformation d'nergie s'eectue gr'ce au phnomne de pizo-lectricit. Ce
phnomne se caractrise par l'apparition de charges lectriques sur les faces d'un matriau dit pizo-lectrique, lorsque ses faces sont soumises une contrainte mcanique (eet
direct). Ce mme matriau voit son paisseur se modier lorsque ses faces sont soumises une dirence de potentiel (eet pizo-lectrique indirect).
Un gnrateur de courant dlivre des impulsions lectriques de haute frquence qui
sont appliques la surface d'une cramique : cette dernire voit son paisseur varier si
la frquence des impulsions est de l'ordre de grandeur de sa frquence de rsonance (eet
pizo-lectrique indirect). Ces vibrations mcaniques se transmettent de proche en proche(
il y a production d'ultrasons si la frquence est comprise entre 2 et 10 MHz.
L'excitation de la cramique avec ce courant de haute frquence se fait par courtes
impulsions de 1 2 ms rptes intervalles rguliers : frquence de rcurrence de 2KHz.
Les contraintes mcaniques des aux variations de pression des ondes rchies dans
l'organisme font appara&tre la surface de la cramique de la sonde des dirences de
potentiel dont la frquence correspond celle de l'onde rchie et dont l'intensit dpend
de l'intensit de l'cho.
1.3.2 Les dirents modes
Le signal recueilli est trait pour extraire les informations ncessaire la cration
de l'image. Pour rpondre aux besoins des dirents domaines d'utilisation, il existe des
variantes dans l'exploitation de ce signal.
Il existe trois modes dirents :
* Le mode A (Amplitude) : ce mode est unidimensionnel. Il n'est gure utilis si ce
n'est pour eectuer des mesures prcises de distance, notamment en ophtalmologie et
en dermatologie. L'amplitude de l'cho traduit la rectivit de la cible, c'est--dire
la discontinuit des impdances acoustiques, et l'attnuation du tissu.
* Le mode TM (Temps-Mouvement) : ce mode est obtenu en eectuant des tirs successifs de type mode A, et permet de suivre les mouvements physiologiques (c)ur,
vaisseaux ...).
* Le mode B (Brillance) : ce mode bidimensionnel est le mode le plus couramment
utilis. Il drive du mode A. La sonde balaie un plan, ce qui donne un plan de
coupe chographique. L'image est alors une juxtaposition de lignes correspondant
aux direntes directions du faisceau ultrasonore. An d'obtenir une image proche
de la forme anatomique examine, il faut replacer chaque ligne d'acquisition suivant
sa vritable position spatiale. Les deux types d'images gnralement utiliss sont :
- rectangle : lignes parallles (sonde linaire),
- secteur tronqu : lignes divergentes (sonde convexe).
* Le mode Doppler : ce mode fournit une information sur la vitesse et la direction du
ux sanguin. Le mode Doppler est utilisable avec le mode TM ou le mode B.
1.3.3 Formation de l'image
On cre l'image chographique partir des signaux que l'on reoit. En fait, l'image
n'est pas directement obtenue partir de ces signaux bruts mais seulement partir de
l'enveloppe des chos reus. Ensuite, la formation d'une image chographique ncessite de
nombreux traitements. Nous nous intressons uniquement dans cette section la partie
rception de l'chographe. Le premier problme concerne la dynamique des chos traiter.
Le signal lectrique analogique trs faible est immdiatement ampli. La frquence ultrasonore "porteuse" est ensuite supprime puis un redressement est eectu. Il est noter
qu'il existe de nombreux problmes techniques concernant le traitement des multifaisceaux
simultans, de la focalisation dynamique, de l'ouverture dynamique sur la barrette, et enn de l'apodisation dynamique. Le problme que nous dtaillons maintenant concerne le
traitement de l'image.
Rglage du gain Une mme interface donne un cho dont l'amplitude, cause de l'at-
tnuation, dpend de sa profondeur. Pour homogniser le contraste en profondeur, il faut
appliquer une amplication compensatrice de l'attnuation. On distingue :
* le gain gnral agissant de manire identique sur tous les chos,
* la pente d'amplication ou courbe de gain qui peut tre linaire ou modulable zone
par zone gr'ce des potentio-mtres,
* le gain proche attnuant de manire slective les chos proximaux souvent saturs.
Interpolation Les multiples chantillonnages (nombre de lignes exploratrices de la
sonde, numrisation du balayage, chantillonnage de l'cran de visualisation) auxquels on
a recourt introduisent la ncessit d'une phase d'interpolation. Ainsi, le nombre de lignes
de tir est de l'ordre de 100 : pour remplir les 512 colonnes de la matrice (chantillonnage classique), une interpolation partir des chos les plus proches est ralise. Ceci est
particulirement ncessaire pour les balayages sectoriels.
Lissage An de rendre moins brutales les variations d'amplitude d'chos voisins, un
"moyennage" est ralis : on eectue un lissage spatial. De mme, un lissage temporel est
eectu entre deux valeurs successives d'un mme point de l'image.
Compression logarithmique Entre les chos les plus faibles et les chos les plus forts,
existe un rapport de l'ordre de 100. An de privilgier les chos les plus faibles (chos de
structure), une fonction logarithmique leur est applique. La pente de cette fonction peut
tre choisie par l'oprateur.
Post-traitement Il s'agit de traitements ralisables sur la dernire image stocke num-
riquement : renforcement des contours, zoom la lecture, modication de la luminosit,
etc.
1.3.4 Rsolution spatiale et temporelle des images
La rsolution axiale La rsolution axiale est l'aptitude direncier des dtails placs
dans l'axe de propagation des ondes ultrasonores (voir la gure 1.7). Elle est de l'ordre du
millimtre et dpend de la longueur d'onde qui en est la limite thorique, et de la dure
de l'impulsion : d−6dB = c∆t 2
−6dB
Fig. 1.7: R solution axiale Berson 00].
Des exemples de rsolutions sont donnes dans le tableau 1.2 tir de Rohling 98a]. Ce
tableau montre qu'il faut faire un compromis entre la rsolution axiale et la profondeur
d'tude. Les hautes frquences permettent d'obtenir une bonne rsolution axiale, mais la
profondeur d'exploration est petite.
La rsolution latrale C'est l'aptitude direncier les dtails placs dans le plan de
coupe perpendiculairement l'axe de propagation des ultrasons. Elle est moins bonne que
la rsolution axiale, et est lie :
* au diamtre du faisceau lui-mme dpendant de l'ouverture l'mission, de la focalisation et de la profondeur,
* la densit des lignes ultrasonores qui est de l'ordre de 250, limite par la profondeur
d'exploration et le taux de renouvellement de l'image.
Frquence (MHz) Profondeur maximale (mm) Rsolution axiale (mm)
2
300
0,77
3,5
170
0,44
5
120
0,31
7,5
80
0,20
10
60
0,15
Tab. 1.2: Valeurs approximatives de r solutions axiales et de profondeur maximale d' tude
pour des fr quences classiques en chographie Rohling 98a].
Pour une sonde possdant une srie de transducteurs (ce qui permet une focalisation
lctronique), la rsolution latrale est donne par la formule suivante :
R = 2F θ F
λ
a
avec R la largeur minimale au point focal, F la focale, θ l'angle de divergence, a l'ouverture
de la source, λ la longueur d'onde.
Ainsi, pour donner un ordre de grandeur des rsolutions que l'on peut esprer, avec
λ = 0.44mm (ce qui donne environ f = 3, 5M Hz ), 2a = 20mm et F = 50mm, R est
environ gal 2, 2mm. Les sondes utilisant plusieurs focales ont une meilleure rsolution
latrale. Il est ainsi possible d'obtenir une rsolution latrale infrieure 1mm.
Fig. 1.8: Largeur minimale R du faisceau (gure tir e de Patat 00]).
La rsolution transversale La rsolution de l'image est galement aecte par l'pais-
seur de la coupe qui dpend de la focalisation transversale. Sur les chographes actuels, la
focalisation transversale est xe et s'eectue par une lentille. Une tude sur l'epaisseur du
faisceau, pour une frquence de 3,5 MHz, donne les variations suivantes : de 10mm pour
une profondeur de 2cm, 6mm pour une profondeur de 12cm, avec un minimum de 3mm
pour une profondeur de 8cm Rohling 98a].
1.4 Bilan
1.4.1 L'image chographique
De tout ceci, nous pouvons faire direntes remarques fondamentales concernant la
formation des images ultrasonores :
- la qualit des images chographiques dpend intrinsquement du milieu etudi. En
eet, comme nous l'avons vu dans la section 1.1, les ondes ultrasonores mises par la
sonde interagissent fortement avec les structures traverses. Les phnomnes de rexion, de diraction, de diusion et d'attnuation conditionnent fortement la qualit
de l'image chographique, comme l'illustre la gure 1.9.
- l'image fournie par l'chographe a subi de nombreux traitements an d'analyser et
de visualiser au mieux l'amplitude des chos recueillis3 .
- la vitesse des ultrasons varie pour dirents organes, ce qui n'est pas pris en compte
lors de la formation de l'image (la vitesse par dfaut est gale 1540m/s).
- la frquence employe lors de l'examen inuence la rsolution de l'image ainsi que la
taille de la zone explorer.
(a)
(b)
Fig. 1.9: Exemples d'images chographiques obtenues avec une sonde lin raire. (a): coupe
d'une carotide, (b): coupe d'un bras.
1.4.2 Comparaison avec d'autres modalits d'imagerie anatomique
Les techniques d'imagerie mdicale sont gnralement fondes sur l'utilisation d'une
image qui est une reprsentation sur un plan projectif ou sectionnel (ou en trois dimensions)
Les images ultrasonores ne sont obtenues qu'en exploitant une partie de l'information qui arrive au
capteur (l'amplitude des chos). Le traitement des signaux radiofrquences permet pourtant de remonter des paramtres quantitatifs tels que l'lasticit et la vitesse de propagation, ce qui autorise une classication
des tissus selon des types ultrasonores
.
3
d'un paramtre physique.
Les mthodes d'imagerie mdicale sont nombreuses et utilisent plusieurs types de procds physiques 4 :
- les rayons X (radiologie, tomodensitomtrie ou scanner, imagerie vasculaire),
- les ultrasons (ultrasonographie),
- l'mission de rayonnement par des particules radioactives (mdecine nuclaire),
- le magntisme du noyau des atomes (imagerie par rsonance magntique).
Nous avons vu que les ultrasons permettent de mesurer une dirence d'impdance acoustique. Le principe de l'chographie est en eet bas sur la rexion d'un faisceau d'ultrasons,
qui varie selon la densit et la nature du milieu travers. Nous prsentons maintenant brivement, pour information, deux autres modalits d'imagerie utilises classiquement dans
le domaine mdical : le scanner X et l'IRM (imagerie par rsonnance magntique).
Le scanner X Prcisons tout d'abord que le scanner rayons X a plusieurs dnomi-
nations : scanner X, scanographe, scanneur, tomodensitomtre et en anglais computerized
tomography (C.T.). La radiologie conventionnelle ncessite une source de rayons X (tube
metteur) et un lm argentique sur lequel ceux-ci sont recueillis. Le patient est plac entre
la source de rayons X et le lm. Selon la nature des tissus traverss, les rayons X seront
plus ou moins attnus et donnent une image radiographique plus ou moins transparente
sur le lm.
Le scanner X a t longtemps conn aux examens cranio-crbraux mais il est dsormais utilis dans de nombreux secteurs de la mdecine: pathologie cranio-encephalique,
pathologie ophtalmique et faciale, examen de l'abdomen et du thorax, examen des poumons
et du mdiastin. L'irradiation des rayons X limite cependant son utilisation.
L'IRM L'IRM est base sur le principe de la rsonance magntique des protons du corps
humain au sein d'un champ lectromagntique. Ce dernier est cr par un aimant en forme
de tunnel au sein duquel le patient est plac. Des ondes lectromagntiques provoquent
une aimantation spcique des noyaux d'hydrognes prsents en proportions diverses dans
les tissus selon leur teneur en eau. Le signal mis par les protons, lors de leur retour leur
tat de base, est l'origine de la cration des images.
L'IRM est l'une des plus performantes mthodes d'imagerie utilises aujourd'hui gr'ce
sa spcit et sa rsolution (dpendant des algorithmes de traitement de l'image) et son
champ d'investigation important (de l'tude du coeur au cerveau en passant par celle des
tendons et ligaments). Aujourd'hui, la technologie a permis d'obtenir des images en quasi
temps rel ! On peut maintenant tudier le cycle cardiaque avec cette modalit d'imagerie.
Contrairement aux rayons X, l'IRM a l'avantage d'tre non invasive. Les contraintes sont
surtout d'ordre nancires mais aussi techniques.
Avantages des ultrasons L'chographie reprsente face ces modalits une solution
peu couteuse (entre 30 000 et 200 000 euros pour un appareil 2D contre un montant compris
entre 500 000 et 1 500 000 euros pour un scanner X ou IRM, sans compter les cuts de
Pour plus d'informations concernant une classication des mthodes d'imagerie mdicale, voir le site Internet de l'universit d'Angers : http://www.med.univ-angers.fr/discipline/radiologie/Infosetudiants.html
4
fonctionnement), exible, non-invasive, d'une innocuit quasi-totale et temps rel (20 30
images par seconde). Cette modalit d'imagerie est de fait trs employe.
De plus, depuis son apparition, les volutions techniques ont permis d,tendre ses domaines d'application. La rsolution des images chographiques est maintenant infrieure
au millimtre, et la miniaturisation permet l'exploration endovasculaire de l'organisme. De
plus, il est possible de visualiser le ux sanguin en exploitant l'eet Doppler. Il faut galement noter l'apparition d'une nouvelle gnration d'images dites harmoniques en chocardiographie, en chographie rnale ou hpatique par exemple. Ces images proviennent des
frquences harmoniques gnres par les interactions du son avec les tissus ou les produits
de contraste injects dans l'organisme (microbulles de gaz). Les applications diagnostiques
par ultrasons sont maintenant trs rpandues ( ainsi l'chographie reprsente aujourd'hui
environ 25% du chire d'aaire du march de l'imagerie mdicale. Cette modalit d'imagerie est notamment trs bien adapte pour la gyncologie et la pdiatrie.
Limites des ultrasons L'chographie prsente cependant certaines limites. Tout
d'abord, la profondeur d'exploration est limite par le phnomne d'attnuation. Ainsi,
pour une frquence variant de 3.5M Hz 7.5M Hz , la profondeur varie de quelques centimtres 15cm environ.
De plus, l'chographie ne permet pas de traverser les os ou un organe contenant de
l'air. En rgle gnrale, la vitesse des sons dans les tissus biologiques est d'environ 1600
mtres par seconde. Cette vitesse est trs dirente dans l'air (300 m/s) et dans l'os (7000
m/s) ce qui fait que l'interface constitue par ces milieux et les tissus mous constitue une
barrire infranchissable aux ultrasons. Ainsi, le champ d'investigation pour visualiser par
exemple le c)ur est restreint. Il n'est alors pas possible d'obtenir tous les plans de coupes
imaginables. Pour qu'une interface soit visible sur l'image, il faut en plus que cette interface
soit perpendiculaire au faisceau ultrasonore.
L'importance des chos dans les tissus permet de dcrire des tissus hypochognes,
chognes et hyperchognes. La rpartition ingale de cette chognicit dans un mme
tissu permet de le dcrire comme chographiquement htrogne. Une structure hyperchogne peut absorber compltement les ultrasons et gnrer en arrire d'elle un cne d'ombre,
c'est le cas des structures cristallines comme les calculs. Par contre, les interfaces majeurs
comme l'air ou l'os crent une rexion totale du faisceau qui rebondira entre la sonde et
l'interface crant en arrire de l'interface des chos fantmes. Enn, le phnomne de speckle dgrade de faon remarquable la qualit des images 2D chographiques. Les images
ultrasonores sont contrairement aux IRM et aux images fournies par un scanner X, intrinsquement 2D. Nous dtaillerons les problmes poss par la nature 2D des informations
ultrasonores dans la section 2.1.1.
1.4.3 Conclusion
Dans cette partie, nous avons vu les dirents principes physiques qui caractrisent les
images ultrasonores. L'chographie est une modalit d'imagerie peu chre, exible, d'une
innocuit quasi-totale. Cet outil joue un grand rle dans le domaine du diagnostic mdical et
plus particulirement en radiologie et cardiologie. La complmentarit de l'chographie avec
les autres modalits d'imagerie mdicale est galement considrable. De nouveaux domaines
d'applications comme la chirurgie et la thrapie assistes s'ouvrent galement l'imagerie
ultrasonore. De plus, plusieurs techniques assez rcentes comme l'ostodensitomtire et
l'lastographie pourraient s'imposer comme de nouvelles modalits diagnostiques.
L'chographie 3D aborde dans le chapitre suivant constitue l'un des domaines de
recherche des plus actifs. En eet, nous verrons que l'volution du 2D vers le 3D permet
de circonvenir de nombreuses limites de l'chographie 2D traditionnelle. Cependant, les
problmes de l'acquisition et l'exploitation des donnes 3D pour un usage clinique restent
ouverts, et sont dcrits dans le chapitre suivant.