LES ULTRASONS EN MÉDECINE

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LES ULTRASONS EN MÉDECINE
Vers les années 1970, l'utilisation des ondes ultrasonores, combinée au
traitement d'images et à l’apparition de la notion d’échelle de gris, a fourni la première
technique d'imagerie médicale non radiologique.
Actuellement l'examen par ultrasons est devenu la suite logique d'un examen
clinique dans de nombreuses spécialités, telle la gynéco-obstétrique. Le fœtus baignant
dans le liquide amniotique reste un modèle idéal en échographie, en raison de
l'hétérogénéité acoustique de l'utérus gravide et surtout de l'innocuité pour la mère et
l'enfant.
L’échographie analyse, en simplifiant à l’extrême, les organes sans calcium et sans air,
du moins lorsqu’ils sont sains. Logiquement, cette technique est complémentaire à
l’imagerie par atténuation. Une autre caractéristique de l’imagerie par ultrasons est la
visualisation en temps réel du mouvement des organes.
Ces caractéristiques font qu’il n'y a pas actuellement de spécialistes exclusifs
en échographie, les examens sont réalisés par de nombreux spécialistes médicaux
(cardiologue, gastro-entérologue) dans leur domaine d'activité, mais aussi et surtout par
les radiologues.
I BASES PHYSIQUES : SONS ET ULTRASONS
I - 1 ) Aspect physique
L'onde est liée à la notion de transport d'énergie à distance, sans transport de
matière. Il importe de différencier d'emblée les ondes électromagnétiques des ondes
mécaniques, bien que ces entités présentent une nette analogie. Cela est dû
essentiellement à l’aspect mathématique et aux caractéristiques primordiales que sont la
périodicité et la propagation du phénomène ondulatoire.
Les ondes électromagnétiques :
>
C
Ces quatre équations
fondamentales de la physique
mathématique décrivent les ondes
électromagnétiques par la
modification locale, dans l'espace,
qu'elles engendrent.
>
E
>
B
____ Dr S. Coequyt
Ce
sont
des
ondes
transversales qui obéissent aux
équations de MAXWELL dont la
théorie date de 1860 (cf. p.5).
L'espace n'est pas forcément
un milieu matériel, en effet, les
ondes électromagnétiques se
propagent dans le vide à la célérité
c (vitesse de la lumière).
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Cette classe d'ondes est celle qui est utilisée en radiologie, en médecine
nucléaire, en thermographie et en imagerie par résonance magnétique.
Les ondes mécaniques :
L'énergie se propage aussi par vibration, cette foi-ci nécessairement par
l'intermédiaire de l'ébranlement d'un milieu matériel, donc composé d'atomes.
L'amplitude de l'ébranlement est soit parallèle, soit perpendiculaire à la direction de
propagation qui est aussi celle du transfert d'énergie. Les vecteurs d’amplitude et de
vitesse peuvent être parallèles ou perpendiculaires à cette direction.
La vibration se propage de proche en proche, sans transfert de matière, mais
avec transfert d’énergie cinétique.
1 - onde transversale
amplitude
->
a
->
v
->
a
->
v
vitesse de
perturbation
propagation
2- onde longitudinale
amplitude
->
v
->
a
->
a
->
v
vitesse de
propagation
perturbation
Sin ( x ) et Sin ( x + π ) pour x ∈
____ Dr S. Coequyt
[ 0 , 8π ]
Dans les deux cas, on peut
aboutir lors d'un état
d'équilibre entretenu, à un
système d'ondes dites
stationnaires, représenté
mathématiquement ci-contre
par la conjonction de deux
fonctions sinusoïdales.
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remarque : les représentations graphiques des ébranlements transversal et
longitudinal précédents, correspondent respectivement aux fonctions :
Sin ( x2 )
pour x ∈ [ 0 , 2π ] et
Sin ( exp( − x))
pour x ∈
[−π ,
+ π]
I - 2 ) Aspect mathématique
Un son pur, habituellement évoqué par le La du diapason, est représenté
mathématiquement par une onde élémentaire, monochromatique, de forme sinusoïdale
et de fréquence unique. Par exemple le La3 possède la fréquence de 440 Hz.
La décomposition en série de FOURIER permet d'étudier n'importe quel
phénomène périodique en le décomposant en une somme, parfois infinie, de fonctions
monochromatiques (cf. p.65).
- onde monochromatique :
Sin [2 π (ν 0 t )]
ν 0 = 440 Hz
amplitude
440 Hz
onde sinusoïdale monochromatique
- onde polychromatique :
spectre en fréquence
Sin [ 2 π { 3 (ν 0 t) + 2 (ν1 t) + (ν 2 t)}]
ν 0 = 110 Hz , ν1 = 220 Hz , ν 2 = 440 Hz
amplitude
onde polychromatique
____ Dr S. Coequyt
110 220
440
spectre en fréquence
Hz
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Le milieu propageant l'onde mécanique est le siège d'une perturbation dans le
temps et dans l'espace. Cette perturbation spatio-temporelle est habituellement
représentée par une fonction à deux variables.
a = a (t,x )
= a max Sin [ ω t − k x]
Par exemple, pour l'état gazeux et si le milieu est en état d'équilibre à la
pression P0, la variation de pression, en un point donné x et pour un instant donné t,
est exprimée par la formule :
Δ P = P − P0 = P max Sin [ ω t − k x
]
La formulation à deux variables du phénomène ondulatoire est difficile à
appréhender. Une approche intuitive consiste en une représentation en trois dimensions
(a , t, x), largement favorisée par les programmes informatiques actuellement diffusés :
a est l'amplitude, t le paramètre temps, x la variable d'espace.
Avec les notations habituelles :
a = a max Sin
[ω t + ϕ ]
a = a max Sin
[ω t −
k x]
( ϕ → choix de l' origine)
(k =
2π
, nombre d' onde)
λ
En rappelant ω = 2 π ν , λ = cT et ω T = 2 π et ν =
il vient
1
T
x
t
x
a = a max Sin 2 π ⎡ ν t − ⎤ = a max Sin 2 π ⎡ − ⎤
⎣
λ⎦
⎣T
λ⎦
Pour fixer les idées, représentons cette fonction pour la fréquence du La 3, unité
légale fixée à 440 Hz, propagée dans l'air ambiant à la vitesse de 330 ms -1.
Il ne peut s'agir que d'une représentation mathématique, puisque la nature de la
coordonnée spatiale x et de la coordonnée temporelle t sont intrinsèquement très
différentes.
La période est d'environ 2,3 ms et la longueur d'onde de 0,75 m.
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La surface précédente est la représentation de la fonction de deux variables :
Sin 2 π ( 440 t +
x
)
0,75
pour t ∈ [ − 2 , + 2 ]
et
en ms
x ∈ [ − 0,5 , + 0,5] en m
Par contre si on étudie la variation de l'amplitude en fonction d'une seule des
deux variables, l'autre étant fixée, on retrouve les notions classiques de longueur d'onde
et de période. On a en quelque sorte réalisé deux plans de coupe perpendiculaires dans
le schéma à trois dimensions précédent.
x
longueur d' onde
Sin 2π (
x
)
0,75
t
période
Sin 2π ( 440 t )
en m
La fréquence ou la période sont caractéristiques de l'onde, par contre la
longueur d'onde n’est pas une constante puisque qu'elle dépend de la vitesse de
propagation de l'onde dans le milieu matériel donné.
I - 3 ) Aspect informatique et numérique
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La conversion analogique - numérique permet la synthèse et l'analyse des sons.
On peut généraliser aux ultrasons les différentes notions abordées ci-dessous.
Les sons ou ultrasons sont caractérisés par :
- la hauteur correspondant à la fréquence fondamentale ( ν 0 )
- le timbre lié aux harmoniques c'est à dire aux multiples de la fréquence
fondamentale n ν 0 .
- l'intensité liée à la puissance d'émission du son
- la durée d’émission, le son étant un phénomène non stationnaire,
transitoire, lorsqu'il n'est pas entretenu.
La synthèse, ou l'analyse d’un son utilise la notion d'enveloppe, qui caractérise
le timbre, l'intensité ainsi que la durée du son.
Schématiquement, l'enveloppe évolue en quatre phases successives :
amplitude
B
A : attaque
C
B : décroissance
A
C : phase stationnaire
D
D : extinction
temps
L'onde proprement dite, caractérisée par sa fréquence, évolue dans cette
enveloppe.
En annexe II est présenté un exemple de synthèse de son qui illustre par
ailleurs la notion de développement en série de FOURIER.
sons et ultrasons :
Un sujet jeune perçoit les sons dont la fréquence est comprise entre 16 Hz et
environ 20000 Hz. En dessous, on parle d'infrasons et au-dessus d'ultrasons.
Les ultrasons sont des ondes mécaniques dont la fréquence est supérieure à
20000 Hz. Les fréquences peuvent atteindre des valeurs élevées, jusqu’au gigahertz
(109 Hz).
Ces ondes sont de plus en plus utilisées en médecine à des fins diagnostiques,
thérapeutiques ou comme outil en chirurgie et en odontologie.
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Les fréquences habituellement utilisées pour les applications médicales sont de
l'ordre de un à vingt mégahertz.
1 . 10 6 Hz
20 .10 6 Hz
à
II PRODUCTION ET DÉTECTION DES ULTRASONS
Toutes les sources de bruits audibles émettent des ondes mécaniques couvrant
en partie le spectre ultrasonore.
De nombreux animaux sont des émetteurs d'ultrasons (chauve souris, dauphins,
insectes, etc.).
Pour les fréquences de 20 à 100 kHz, la technologie est identique à celle des
émetteurs sonores (sifflet ou sirène ) mais fonctionnant à des fréquences plus élevées,
non audibles par l'homme.
Il existe d'autres générateurs d'ultrasons de basses fréquences, basés sur l’effet
de magnétostriction en particulier.
Cependant, pour les fréquences du domaine médical, la production d'ultrasons
est basée uniquement sur l'effet piézo-électrique.
II - 1 ) Effet piézo-électrique
La piézo-électricité se traduit par l'apparition de charges électriques à la
surface de certains cristaux soumis à une contrainte mécanique. Il s'agit d'un
phénomène réversible, puisqu’inversement, une modification mécanique peut engendrer
l’apparition de charges donc un courant électrique.
Les cristaux en cause doivent présenter un centre d'asymétrie lors d'une
compression, le plus connu est le quartz qui est une forme cristalline de la silice (SiO2).
+
-
-
+
+
-
-
+
Lors de contraintes mécaniques imposées au cristal, il n’y a pas de
modification du centre de gravité des charges, donc pas d’effet piézo-électrique.
+
-
-
+
+
+
____ Dr S. Coequyt
-
-
-
+
c c'
+
-
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Les contraintes mécaniques modifient le centre de gravité des charges
électriques, donnant naissance à un dipôle électrique.
L’apparition de cette différence de potentiel est l’effet piézo-électrique.
Il existe ainsi un couplage électromécanique, car si une différence d'épaisseur
se traduit par une différence de potentiel, à l'inverse une différence de potentiel imposée
au cristal se traduit par une différence d'épaisseur de celui-ci.
d
V
A une tension V donnée
correspond une épaisseur du
cristal : d.
Si on ajoute une différence
de potentiel, Δ V , l'épaisseur du
cristal variera de Δ d, de façon
proportionnelle à Δ V.
V +ΔV
d + Δd
il vient : Δ V = k x Δ d.
k est caractéristique du matériau. Lorsque la variation de potentiel est
sinusoïdale, il existe une épaisseur de cristal pour laquelle celui-ci vibre par phénomène
de résonance mécanique; Une émission d’ultrasons de fréquence fixe est générée.
Outre le quartz, il existe d'autres matériaux piézo-électriques. Citons les
céramiques (titanate, zirconate de plomb, de calcium) refroidies dans un champ
électrique intense, ce qui leur confère une polarisation et une capacité piézo-électrique.
L'effet piézo-électrique présente une dualité émission-réception, car le même
élément est à la fois émetteur et récepteur. Cette remarque est primordiale.
en émission, une différence de potentiel sinusoïdale imposée au cristal
entraîne une vibration mécanique de nature ultrasonore.
en réception, une onde ultrasonore reçue par le cristal après réflexion
produit une différence de potentiel mesurable au niveau du même cristal.
C
L
R
C
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remarque : l'équivalent
électrique du résonateur piézoélectrique représente bien la
symétrie émission-réception.
la fréquence de résonance est
donnée par
1
( 2 π LC )
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Contrairement aux autres techniques d'imagerie médicale, le même appareil
(sonde ultrasonore) émet et reçoit l'information, c' est à dire que l'émetteur et le
récepteur sont confondus.
II - 2 ) Sonde à ultrasons
Les différents éléments sont résumés par le schéma suivant.
1- émission et recueil de la
us
différence de potentiel
2- céramique ou quartz transducteur
us
3- lentille acoustique
1
2 3
4
4- faisceau directif d'ultrasons
II - 3 ) Caractéristiques du faisceau d'ultrasons
Le faisceau ultrasonique doit être à la fois pénétrant pour observer les
structures anatomiques profondes, et suffisamment fin pour observer les détails de
faible extension spatiale. Ces deux caractéristiques dépendent du même paramètre, la
fréquence de l'onde, ce qui nécessite la recherche d'un compromis.
Hautes fréquences :
- faisceau fin
- peu pénétrant
Basses fréquences
- faisceau large
- pénétrant
zone
de Fresnel
zone
de Fraunhoffer
Pratiquement, il existe deux types de sondes :
- sondes de hautes fréquences (10 MHz)
bonne résolution spatiale
faible pénétration (2 cm)
donc pour les organes périphériques (œil, thyroïde).
- sondes de basses fréquences (3,5 MHz)
faible résolution spatiale
bonne pénétration
donc pour les organes profonds (organes abdominaux).
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Il faut ainsi admettre un compromis entre la résolution, c'est à dire la finesse de
l'image et la profondeur de l'organe à examiner.
III PROPRIÉTÉS BIOPHYSIQUES DES ULTRASONS
La transmission de l’énergie cinétique, de proche en proche aux couches
moléculaires contiguës, suit les lois de la thermodynamique microscopique. Ceci
conduit à des caractéristiques observables pour la propagation, la vitesse, la
transmission, la réflexion et l’absorption de l’énergie.
III - 1 ) Propagation
Les ultrasons ne se propagent pas dans le vide.
Ils cheminent très mal dans l'air et dans le tissu osseux, par contre ils traversent
aisément l'eau et les tissus mous.
Dans un milieu matériel homogène, les ultrasons sont très peu diffractés et se
propagent quasiment en ligne droite. Cette propriété essentielle est mise à profit pour
détecter les obstacles rencontrés par le faisceau (sonar, échographie). Pour chaque
obstacle rencontré, les caractéristiques de l’onde ultrasonore vont changer, ce qui
permet la formation d’images.
III - 2 ) Vitesse
La vitesse ou célérité de l'onde dépend de la compressibilité (χ : khi) et de la
masse volumique (ρ : rô) du milieu de propagation.
χ est le coefficient de compressibilité.

v ≈
1
ρχ
ρ est la masse volumique du milieu.
1 ⎛⎜ ∂ V ⎞
.
V ⎝ ∂ P⎠ T
Pour l’état gazeux, l’agitation thermique est telle que les molécules
n’interagissent que lors des chocs puis elles deviennent indépendantes (absence
d’énergie potentielle).
La distance intermoléculaire moyenne est élevée, l’organisation dépend
fortement de la pression extérieure, le coefficient χ est élevé.
En toute rigueur
χ = −
Pour l’état liquide, il existe un compromis entre les forces d’attraction et de
répulsion. Les distances intermoléculaires sont beaucoup faibles, de ce fait un liquide
est beaucoup moins compressible, χ est faible.
A la pression atmosphérique, les liquides usuels sont 105
compressibles qu’un gaz.
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fois moins
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Cette relation explique par exemple pourquoi l'eau liquide, beaucoup moins
compressible que l'air gazeux malgré une densité plus importante, transmet les sons et
ultrasons plus rapidement.
Le tableau suivant illustre cette notion par d'autres exemples d'intérêt médical.
On remarquera que pour les tissus mous (eau, graisse, muscle) la vitesse de propagation
est quasiment constante.
tissu
air
graisse
eau
muscles
os
vitesse m/s
330
1440
1500
1500
3500
III - 3 ) Transmission et réflexion
Si le milieu est hétérogène, au niveau des surfaces de discontinuité, appelées
interfaces, une partie de l'énergie est transmise et une partie réfléchie.
1- sonde émettrice et réceptrice
2- ondes transmises et absorbées
2
1
3
b
a
3- ondes réfléchies et absorbées
a et b , sont des milieux dont
l'impédance acoustique est différente (cf.
p. suivante). La structure est hétérogène.
Si le milieu de propagation est homogène, c'est à dire de structure uniforme, il
y aura peu de réflexions et par suite peu d'échos. On parlera de milieu hypoéchogène,
c'est le cas du liquide amniotique par exemple.
Si le milieu est hétérogène, par exemple lésion solide ou calcifiée, beaucoup
d'échos seront créés et on parlera de milieu hyperéchogène.
Une formation liquidienne transmet pratiquement entièrement le faisceau
incident. Il existe des échos à la sortie de la formation qui est décrite comme « une zone
anéchogène avec renforcement postérieur ».
La quantité d'échos dépend essentiellement de la différence d'impédance
acoustique.
Cette grandeur est définie par Z = ρ x v où ρ est la masse volumique du
milieu et v la célérité de l'onde.
Au niveau de l’interface séparant deux milieux de vitesse de propagation
différente, une partie de l’énergie est transmise, le reste est réfléchi.
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1 –> énergie incidente
1
Zi
3
Zt
2 –> énergie transmise
2
3 –> énergie réfléchie
Z i : impédance acoustique
du milieu "incident"
Z t : impédance acoustique
du milieu "transmis"
Quelque soit le milieu de propagation (cf. p. 84), il existe une absorption de
l'onde fonction de l'épaisseur traversée. En négligeant cette atténuation, on peut
admettre que l’énergie incidente se retrouve complètement sous forme d’énergie
transmise, ou réfléchie.
Les coefficients de réflexion et de transmission, R et T , sont définis par le
rapport entre l’énergie réfléchie ou transmise et l’énergie incidente.
La conservation de l'énergie s'exprime par R + T = 1 .
On montre les relations suivantes :
⎛ Z − Zt ⎞
R = ⎜ i
⎟
⎝ Z i + Zt ⎠
2
T = 1 − R
soit
T =
4Z i Z t
(Z i + Z t )2
De la même façon que la radiologie conventionnelle « mesure » les différences
d'atténuation, l'échographie « mesure » les différences d'impédance acoustique Zi - Zt .
Pour fixer les idées, la valeur numérique de Z , en kg. m-2 . s-1 , est de l’ordre
de 4.10 pour l’air et de 2. 106 pour l’eau ou les tissus mous.
2
L’application de la formule précédente montre que T = 8.10 - 4 . Seul environ
un millième de l’énergie incidente est transmise. Les échos seront importants puisque
pratiquement toute l’énergie est réfléchie par une interface air - eau.
C’est le cas en pratique pour l’air alvéolaire qui limite l’étude pulmonaire.
Ceci justifie les quelques considérations pratiques suivantes :
- les organes en arrière des gaz ne sont pas visibles (échographie
abdominale)
- les embolies gazeuses peuvent être visualisées (accident de plongée)
- il faut utiliser un gel de contact entre la sonde et le tissu cutané pour
éviter la réflexion totale du faisceau incident.
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III - 4 ) Absorption et diffusion
La diminution de puissance du faisceau lors de la traversée des organes étudiés
en échographie est due :
- aux phénomènes de réflexion et de transmission, favorables puisqu'ils
conduisent à la formation des échos et donc de l'image échographique
- à l'absorption de l'onde mécanique qui existe quelque soit le milieu traversé,
même parfaitement homogène. Une fraction de l’énergie de l’onde est transformée en
énergie cinétique par agitation moléculaire, donc transformée en chaleur.
- Les organes hétérogènes se comportent comme un grand nombre de sources
secondaires d’ultrasons. Les réflexions microscopiques émettent dans toutes les
directions de l’espace, c’est le phénomène de diffusion.
L'atténuation est la diminution globale de puissance due à l’absorption ou à la
diffusion. Elle augmente lorsque la fréquence augmente (cf. p.80 et 81).
Comme pour l'absorption des rayons X , on observe expérimentalement, pour
un faisceau et un milieu homogène une loi exponentielle :
⎛ x⎞
I = I 0 exp ⎜ − ⎟
⎝ x0 ⎠
x0 est l'épaisseur de tissu traversé qui diminue la puissance du faisceau
incident d'environ un facteur 3.
x
I
1
1
=1 ⇒
≈
car
≈ 0,37
En effet :
x0
I0
3
e
Voici quelques valeurs numériques de x0 qui dépendent du milieu étudié et de
la fréquence de l'onde. Ce facteur varie de 20 m à une fraction de mm .
tissu
eau
graisse
os
fréquence
0,5 MHz
2 MHz
3,5 MHz
x0
2 103 cm
10 cm
1 cm
0,2 cm
0,06 cm
L’atténuation peut être exprimée en décibel (dB) par la relation :
⎛I
A ( dB ) = 10 log ⎝ 0 ⎞⎠ .
I
Le coefficient d’atténuation α est alors exprimé en dB . cm- 1 : α =
A (dB)
x (cm)
Plus α est petit et plus la pénétration du faisceau est importante.
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IV IMAGERIE ULTRASONIQUE
IV - 1 ) Principe de l’échographie
Plusieurs procédés sont employés pour obtenir une image ultrasonique ou
échographie. Ils sont tous basés sur le même principe, celui de l’écho pulsé.
Le signal d’émission de quelques millionièmes de seconde est émis par la
sonde transductrice. Une partie de l’énergie est réfléchie sur chaque interface et est
transformée en signal électrique par la sonde qui fonctionne en émission et en réception
(cf. p.80). Les échos sont détectés par un oscillographe. Les temps mesurés sont
directement proportionnels à la profondeur ou à l’épaisseur des organes rencontrés par
le faisceau.
profondeur
sonde
épaisseur
t0
t
t2
temps en µs
1
t1 − t 0
t − t1
. v et ép. = 2
.v
2
2
Le dénominateur 2 correspond bien entendu à l’aller et au retour de l’onde.
On verra que l’amplitude de l’écho peut être codée par une échelle de gris et conduire à
une image.
Si v est la célérité de l’onde,
prof. =
IV - 2 ) Echographie en mode A
C’est la première des techniques échographiques utilisées. Le mode A explore
l’organisme selon un axe unidimensionnel. Il subsiste quelques rares applications.
sonde basse
fréquence
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La présence d’une dissymétrie due à la présence d’un hématome ou d’une
métastase était visible par le déplacement de la faux du cerveau.
En ophtalmologie, on peut mesurer l’épaisseur du cristallin ou diagnostiquer
un décollement de rétine (myopie, traumatisme, diabète et hypertension).
sonde haute
fréquence
rétine normale
décollement de rétine
La plupart des échographes possède le mode A. Néanmoins, cette technique est
devenue obsolète depuis l’apparition de la scanographie et de l’échotomographie.
IV - 3 ) Echographie en mode B
Comme pour le mode A, le faisceau est directif. Pour chaque direction, c’est à
dire pour chaque ligne, la sonde émet et récupère des intensités ultrasoniques.
Mais surtout, la notion d’échelle de gris est introduite. 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.
Les échos les plus
intenses sont codés en
blanc, l’absence d’écho
est codée en noir.
L’exemple montre
un codage à sept niveaux
de gris, pour une seule
direction.
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En modifiant de façon continue la position de la sonde, c’est le balayage, on
obtient une coupe du tissu exploré : une échotomographie.
Techniques de balayage
Le balayage est manuel ou automatique. Cette dernière forme permet une
imagerie en temps réel qui tend à se généraliser actuellement.
- balayage manuel :
l’opérateur imprime le mouvement à la sonde, un pantographe assure le
positionnement correct le long de la coupe. C’est une technique statique qui ne permet
pas d’observer le mouvement des organes.
- balayage temps réel (TR) :
Soit d la distance maximale des
échos perceptibles et n le nombre de
lignes explorées, 2. d. n représente la
distance parcourue par l’onde pour une
coupe.
Si v est la célérité de l’onde
ultrasonore, le rapport v / 2. d. n
représente le nombre d’images par
seconde observées (fréquence image).
dist.
1
2
n
3
n-1
Il faut adapter les différents paramètres, essentiellement le nombre de lignes n
pour obtenir 25 images par seconde. Cette fréquence est celle des images de télévision
et correspond à la fréquence de fusion visuelle.
Balayage sectoriel mécanique :
un moteur entraîne un ou plusieurs
transducteurs dans un mouvement de
rotation (30 tours par minutes).
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Balayage électronique :
- la connexion successive des
différents transducteurs est réalisée par
un dispositif électronique appelé ligne
à retard
sectoriel
- à chaque commutation, un
déphasage progressif homogénéise et
focalise le faisceau.
linéaire
Les différentes techniques de balayage sont sectorielles ou linéaires,
mécaniques ou électroniques.
On peut observer en temps réel les mouvements, par exemple ceux du fœtus ou
les battements d’une artère.
C’est l’intérêt principal le l’échographie de mode B en temps réel.
IV - 4 ) Echographie en mode TM
Le mode TM, Temps - Mouvement, explore un organe mobile alors que la
sonde est fixe.
Ci - dessus est schématisé le mouvement de la valve mitrale, ainsi que la
direction de l’enregistrement TM. La vitesse de déroulement de l’enregistrement est
identique à celle de l’électrocardiogramme, 25 mm par seconde. Cette technique a
permis de découvrir une maladie, le syndrome de BARLOW ou prolapsus de la valve
mitrale qui est présente sous forme de ballonnisation simple dans 5% de la population.
Une autre application importante de l’échographie en mode TM est
l’enregistrement des bruits du cœur fœtal. Enfin il est aussi possible d’accéder à
l’estimation de la fraction d’éjection cardiaque, c’est à dire au pourcentage de sang
éjecté pendant la phase systolique.
Les matériels actuels fonctionnent au choix en mode, A , B et TM,
préférentiellement dans les deux derniers modes. Plusieurs sondes sont proposées pour
adapter la fréquence d’émission à la profondeur et à l’échogénicité de l’organe à
explorer.
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L’échographie fut la première technique à utiliser un codage de gris. Tout ce
qui a été écrit précédemment sur la conversion analogique - numérique s’applique à
l’imagerie ultrasonique.
Les traitements numériques d’images s’appliquent aussi, y compris la
reconstruction en trois dimensions actuellement en développement (cardiologie).
V ULTRASONOGRAPHIE EN MODE DOPPLER
V - 1 ) Effet Doppler (ou Doppler - Fizeau)
L’effet DOPPLER (1803 - 1853) découvert pour les ondes sonores et appliqué
à l’optique par FIZEAU (1819 - 1896) rend compte de la variation de la fréquence
d’une onde monochromatique lors du mouvement de la source ou de l’observateur.
C’est un phénomène intuitivement facile à comprendre et qui s’applique à de
nombreux domaines de la physique.
En physique relativiste, l’effet DOPPLER pour les
ondes électromagnétiques s’exprime par l’égalité
ci - contre, où ν est la fréquence initiale et ν0 la
fréquence modifiée.
ν = ν0
1 −
1+
v2
c2
v
cos θ
c
v et c sont les vitesses respectives du corps en mouvement et de la lumière.
Cette formule est à la base d’une part importante des connaissances actuelles
en radioastronomie (rotation du soleil, vitesses radiales des étoiles, distances stellaires,
théorie du big - bang , expansion de l’univers).
Dans le domaine des ondes acoustiques, ultrasoniques en ce qui nous concerne,
l’effet est décrit mathématiquement par la formule
V
1 − O cos θ O
V
ν = ν0
.
VS
1−
cos θ S
V
Les notations sont explicitées ci - dessous, les indices intéressent :
- la source en mouvement
–> S
θs
- l’observateur en mouvement –> O.
V est la célérité de l’onde.
S
Vs
Vo
θo
V
O
Si la source s’approche de l’observateur, la fréquence perçue ν est supérieure
à la fréquence émise ν 0 et inversement devient inférieure lors de l’éloignement.
Les bruiteurs du cinéma ont usé et même abusé de cet effet d’observation
commune : sifflet de locomotive, sirène d’ambulance ou sifflement grinçant des balles
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de revolver. Dans ce dernier cas, l’effet sonore est contraire aux lois de la physique,
sauf si le spectateur est directement visé par l’arme, ce qui est rare, même en image!
En médecine, l’effet DOPPLER trouve la majorité de ses applications dans
l’étude de la circulation sanguine. La « source », c’est à dire la sonde Doppler, est
immobile, alors que « l’observateur » qui reçoit les signaux est l’ensemble des hématies
qui réfléchissent les ultrasons.
La fréquence de l’onde ultrasonique reçue sera différente de celle de l’onde
émise, témoignant du mouvement du flux sanguin.
Effet Doppler : modification de la fréquence perçue suite au mouvement de la
source ou de l’observateur.
Vs
V
: source en mouvement
observateur
source immobile
Pour les applications médicales, on ne développera que le cas de la source fixe,
l’observateur (ou le récepteur) étant en mouvement.
V - 2 ) Source fixe et observateur en mouvement
θo
t=t0
t=t0 + T
La sonde émet à sa fréquence de
1
résonance : ν =
en Hz .
T
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Pour estimer la fréquence reçue par l’hématie en mouvement, considérons
l’intervalle de temps Δ t nécessaire pour la réception de deux maxima émis à t = t0
et à t = t0 + T (ou de deux amplitudes quelconques séparées par la période T ).
V
-> célérité de l’onde dans le milieu
M
Vo
V
θo
S
O
Δ t (t 0 )

SO
= 
V
Δ t (t 0 + T )

SM
= T +

V
V0 -> vitesse de déplacement des
hématies
M'
θ
-> angle entre la direction de l’onde
et le vaisseau étudié.
Délais de réception des signaux émis
à t0 et à t0 + T .
L’intervalle de temps perçu par « l’observateur » n’est plus T comme dans le
cas de la source et de la cible fixes, mais T’ tel que :
T ′ = Δ t(t 0 + T ) − Δ t(t 0 )


SM − SO

= T +
V
La célérité de l’onde est très grande par rapport à la vitesse de déplacement de
l’observateur. Par exemple, pour rester dans le domaine médical, la vitesse de
déplacement des hématies dans l’aorte est de :
-1
m.s -1 pendant la systole
- 0,15 m.s -1 pendant la diastole
- 0,30 m.s -1 en moyenne.
Ces valeurs sont à comparer à la vitesse de propagation des ultrasons dans les
tissus mous, de l’ordre de 1500 m.s -1.
Selon une approximation classique, confondant le sinus, l’arc et la tangente
d’un petit angle exprimé en radian, il vient (cf. le schéma du bas de la page précédente)


SM ≈ SM′ = SO + OM ′
= SO + OM .cos θ 0
en rappelant que T’ est le délai entre la perception de deux maxima, il vient
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
SM − SO = OM . cos θ0
=
En définitive, il vient :
qui résolu en T’ devient
{
}
V0 . T′ .cos θ 0
T′ = T +
T′ =
__
V0
. cos θ 0 . T ′ ,
V
T
.
V0
1−
. cos θ 0
V
En reprenant les notations fréquentielles de la page 89, on obtient enfin :
V
⎛
ν = ν 0 ⎝ 1 − 0 . cos θ 0 ⎞⎠
V
Cette formule est un cas particulier de la formule générale du domaine des
ondes acoustiques (cf. p. 89), dans le cas où la source n’est pas mobile (Vs = 0) .
cos θ 0 > 0 ,
l’hématie s’éloigne
l’hématie s’approche
θ0
θ0 <
π
2
θ0 >
π
2
ν < ν0
θ
cos θ 0 < 0 ,
0
ν > ν0
V - 3 ) Application médicale : le Doppler continu
Le faisceau réfléchi par les hématies est capté par la sonde émettrice réceptrice, l’onde fait un aller - retour, inversant son sens.
V
ν = ν 0 ⎛ 1 − 0 . cos θ 0 ⎞ s' écrit
⎝
⎠
V
V
ν - ν 0 = − ν 0 . 0 . cos θ 0 d' où
V
Δν
V
= − 0 . cos θ 0 en posant
ν0
V
Δ ν = ν - ν0
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En tenant compte du double décalage
de la fréquence, une fois à l’aller, une fois
au retour, la variation relative de la
fréquence émise s’écrit :
Δν
2V0
= −
. cos θ 0
ν0
V
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La différence relative de fréquence est donc, pour des conditions d’examen
standardisées ( θ0 fixe, entre 30 et 60°, C de l’ordre de 1500 m.s -1), directement
proportionnelle à la vitesse de déplacement des hématies.
On accède à la vitesse d’écoulement des éléments figurés du sang, c’est la
vélocimétrie Doppler.
Du point de vue technique, l’onde émise en continu (Doppler continu) et
l’onde réfléchie sont, après transduction, additionnées, ce qui produit un phénomène de
battement à la fréquence Δ ν .
Application numérique :
pour ν0 = 3,5 Mhz, C = 1500 m.s -1 , V0 = 0,15 m.s -1 (diastole aortique), ou
V0 = 1 m.s -1 (systole aortique), la différence de fréquence Δ ν est de 600 Hz ou de
4000 Hz.
Ces fréquences sont dans le domaine audible, l’information est fournie au
médecin par un haut - parleur ou bien sous forme de courbe sur oscilloscope.
Il est possible de reconnaître une sténose, un anévrisme, etc. La principale limite
de la technique est l’absence de discrimination en profondeur, ce qui peut conduire à
confondre plusieurs structures superposées.
V - 3 ) Application médicale du Doppler pulsé
Au lieu d’une émission continue comme précédemment, on peut envoyer des
trains d’onde. Le délai de réception de l’écho renseigne sur la profondeur de la structure
vasculaire étudiée, alors que le décalage des fréquences renseigne sur la vitesse du
fluide. Il s’agit d’un couplage entre une échographie en mode B et une étude Doppler.
Un premier réglage choisit la fréquence d’émission des impulsions (FRI :
fréquence de répétition des impulsions). Un autre réglage électronique permet de choisir
la profondeur du champ désiré, ainsi que l’épaisseur à analyser, c’est la choix d’une
« porte ».
En couplant un échographe en temps réel et un appareil Doppler en mode
pulsé, on obtient une image tomographique en deux dimensions, « multiporte »,
permettant d’étudier l’effet Doppler à toutes les profondeurs.
C’est le Doppler couleur, dernier perfectionnement actuel, qui fournit outre
une coupe en temps réel, une image couleur par codage : les couleurs étant différentes
selon le sens d’écoulement du fluide et leur intensité proportionnelle aux vitesses.
Les artères sont codées en rouge, les veines en bleu plus ou moins foncé en
fonction de la vitesse, les zone de turbulences sont codées en vert (sténose).
VI PRINCIPALES INDICATIONS
Au cours de ce chapitre, on a put mettre en évidence l’extrême variété des
applications médicales de l’échographie. En simplifiant, on peut dire que tous les
organes peuvent bénéficier de cette technique, sauf le squelette et le poumon.
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- en pathologie digestive :
recherche d’une lithiase vésiculaire, le calcul absorbant la totalité des ondes
ultrasonore crée le phénomène d’ombre acoustique.
études des voies biliaires intrahépatiques et du cholédoque dans le diagnostic
d’un ictère rétentionnel.
étude du parenchyme hépatique : abcès, kystes, métastases, tumeurs primitives
bénignes ou malignes.
étude du pancréas : c’est un organe profond, l’interposition des gaz intestinaux
peut gêner la formation de l’image. Actuellement, la miniaturisation des sondes a
conduit à l’échoendoscopie. Sous contrôle fibroscopique, la sonde est placée au contact
de l’organe (cancer du pancréas, kyste et pseudo - kyste, pancréatite aiguë ou
chronique)
- en pathologie urinaire :
étude du rein : cancer ou kyste, maladie polykystique, calcul urinaire
calcul de la profondeur et de la taille des reins
étude des voies excrétrices : dilatation urétérale, calcul enclavé, syndrome de
jonction
prostate : prostatite, adénome, cancer. On utilise une sonde endorectale pour
améliorer la qualité des images.
Une indication particulière est la lithotrypsie. La concentration de plusieurs
faisceaux très puissants d’ondes ultrasonores conduit à l’éclatement des calculs rénaux.
Les fragments sont ensuite éliminés par voies naturelles, évitant une intervention
chirurgicale.
- autres pathologies abdominales :
exploration de la rate (traumatisme), des surrénales, des adénopathies intra abdominales.
étude de l’aorte thoracique : anévrisme ou dissection aortique
- gynéco - obstétrique :
diagnostic de toutes les masses pelviennes, étude des trompes et de l’utérus.
diagnostic et surveillance de la grossesse :
premier trimestre : détermination de l’âge gestationnel pour
l’évaluation du terme
deuxième trimestre : étude de la morphologie fœtale, recherche
des anomalies cardiaques, rénales ou neurologiques
troisième trimestre : développement du fœtus, présentation,
localisation placentaire.
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La détermination du sexe de l’enfant est possible, mais ce n’est pas une
indication médicale, sauf en cas de maladie génétique transmissible par les
chromosomes X ou Y.
- organes superficiels :
Les sondes à hautes fréquences explorent avec précision le sein (nodule), la
thyroïde (goître et nodules), le testicule, les muscles et tendons.
Ce catalogue des indications, incomplet car de nouvelles indications sont
fréquemment découvertes, montre que l’échographie est, parmi les techniques
modernes d’imagerie, l’examen le plus généraliste. Pratiquement aucune spécialité
médicale ne peut se passer des informations fournies.
La simplicité de mise en œuvre, le coût modéré des appareils, l’innocuité et
l’absence de contre - indication expliquent la large diffusion des techniques d’imagerie
ultrasonores.
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