« 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 Célérité en m/s
Air 343
graisse 1410-1470
foie 1535-1580
muscle 1545-1631
os 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 « phased-
array »
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.