Physique des ultrasons

ENCYCLOPÉDIE MÉDICO-CHIRURGICALE 35-000-C-10
35-000-C-10
Physique des ultrasons
MP Revel
R é s u m é. – Les ondes ultrasonores sont des ondes de pression qui impriment une
succession de compressions et de raréfactions des particules du milieu, qui se
transmet de proche en proche, à la vitesse de 1 540 m/s dans les tissus biologiques.
La résistance des particules à l’onde de pression définit l’impédance acoustique. Aux
interfaces entre tissus d’impédance différente, le faisceau d’ultrasons est soit transmis
(impédances proches), et poursuit alors sa propagation en profondeur, soit réfléchi en
miroir (réflexion spéculaire) vers la source d’émission (forte différence d’impédance).
Si l’interface est ponctuelle, le faisceau diffuse dans tout l’espace. Les contours
d’organe et les parois vasculaires sont générés par réflexion spéculaire car il s’agit
d’interfaces de grande taille, tandis que les parenchymes, faits de microstructures,
génèrent essentiellement de la diffusion.
Il n’y a pas d’effet secondaire rapporté lié aux ultrasons dans les conditions du
diagnostic, mais l’augmentation constante des puissances acoustiques émises
conduit à définir des indices de surveillance : index mécanique pour le seuil de
cavitation et indices thermiques pour les effets thermiques.
Le balayage échographique peut être réalisé soit par des sondes mécaniques,
équipées de systèmes oscillants ou rotatifs, soit plus volontiers actuellement par des
sondes électroniques qui possèdent une rangée d’éléments fixes activés
successivement par sous-groupes, chaque sous-groupe générant une ligne de tir
ultrasonore. Avec ce type de technologie, la production et la focalisation du faisceau
sont gérées électroniquement (formateur de faisceau numérique).
Les ultrasons sont produits par la vibration des éléments piézoélectriques de la
sonde, en réponse à une stimulation électrique issue du générateur. Ils ont la capacité
d’émettre soit une large bande fréquentielle, soit une gaussienne plus centrée sur leur
fréquence centrale de résonance, notamment pour les explorations doppler. En
réception, ils convertissent les échos en signal électrique. Après amplification, une
compression du signal est nécessaire pour que les différentes valeurs d’amplitude
des échos puissent être traduites en brillance sur l’écran de visualisation. Plusieurs
pré- ou post-traitements précèdent la visualisation. La lecture de la mémoire
numérique, qui stocke pour chaque coordonnée topographique la valeur de l’écho,
s’effectue à une cadence qui correspond au balayage de l’écran de visualisation.
La résolution en contraste dépend de la sensibilité des capteurs et du nombre de
niveaux de gris de la mémoire numérique. La résolution spatiale est d’autant plus
élevée que la longueur d’onde est courte et que le faisceau est étroit, focalisé.
Les nouveaux développements concernent l’imagerie d’harmonique tissulaire qui
sélectionne les échos multiples de la fréquence fondamentale émise, pour éliminer
une partie du bruit sur l’image, et l’imagerie en trois dimensions (3D).
© Elsevier, Paris
© 1999, Elsevier, Paris.
Marie-Pierre Revel : Praticien hospitalier, hôpital Laennec, service de radiologie, 42,
rue de Sèvres, 75340 Paris cedex 7, France.
Physique des ultrasons
Définition et nature des ultrasons
Toute référence à cet article doit porter la mention : Revel MP. Physique des
ultrasons. Encycl Méd Chir (Elsevier, Paris), Radiodiagnostic - Principes et
techniques d’imagerie, 35-000-C-10, 1999, 14 p.
Les ondes ultrasonores sont des ondes de pression. Elles induisent une
succession de compression et de raréfaction des particules du milieu
qu’elles traversent, qui se transmet de proche en proche (fig 1). Leur
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Radiodiagnostic
Tableau I. – Définition des différents types d’intensité.
1 Propagation de l’onde ultrasonore.
Compression puis raréfaction des particules du milieu traversé, se transmettant de
proche en proche.
Variables acoustiques
(densité / pression)
λ
A
τ
2 Caractéristiques de
l’onde ultrasonore.
Évolution des variables
Temps
acoustiques en fonction
du temps.
τ : période ; λ : longueur
d’onde ; A : amplitude.
propagation nécessite donc un support matériel déformable,
contrairement à celle des rayons X qui peut s’effectuer dans le vide. Elles
induisent localement des modifications cycliques de la densité des
particules, de la pression et de la température, nommées variables
acoustiques, ainsi qu’un déplacement transitoire des particules autour
de leur position d’équilibre. On qualifie encore les ondes ultrasonores
de vibrations matérielles.
Elles sont, comme toute onde, définies par plusieurs caractéristiques,
dont certaines sont liées entre elles, telles que la fréquence, la période, la
longueur d’onde, la vitesse de propagation, l’amplitude et l’intensité
(fig 2).
La fréquence (F) correspond au nombre de cycles (alternance de
compressions et raréfactions) par seconde ; son unité est le hertz (Hz).
Le terme d’ultrasons vient de ce que la fréquence des ondes ultrasonores
est située au-delà de la gamme audible, c’est-à-dire au-delà de
20 000 Hz (20 kHz), ce qui les différencie des sons qui sont également
des ondes acoustiques, mais que l’oreille humaine peut percevoir.
La période (τ) correspond à la durée d’un cycle, elle s’exprime en unité
de temps. C’est l’inverse de la fréquence.
La longueur d’onde (λ) est la distance entre deux zones de statut
identique par rapport à la propagation de l’onde, ou encore la distance
parcourue par l’onde pendant une période.
La vitesse de propagation de l’onde (c) dépend du milieu traversé. Dans
les tissus biologiques, elle est de 1 540 m/s en moyenne.
Longueur d’onde (λ), vitesse (c) et période (τ) ou fréquence (F = 1/τ)
sont liées : λ = c.τ, λ = c/F.
La longueur d’onde est d’autant plus courte que la fréquence est élevée.
L’amplitude correspond au maximum de variation des variables
acoustiques (densité ou pression) induites par l’onde par rapport au
statut d’équilibre.
L’intensité (égale au carré de l’amplitude) correspond à la puissance
transportée par unité de surface et s’exprime en watts par centimètre
carré (W/cm2). L’intensité n’est pas uniforme au sein du faisceau, du fait
de sa géométrie caractérisée par un élargissement progressif ; l’intensité
est maximale au voisinage du point focal, là où le diamètre, donc la
surface du faisceau, est le plus réduit. Elle n’est pas non plus uniforme
temporellement car les ondes sont émises de façon discontinue pour la
réalisation de l’imagerie, sous forme de pulses de courte durée. Cela
conduit donc à définir des intensités moyennes et des pics d’intensité
spatiaux ou temporels (tableau I).
Du point de vue spatial, on considère l’intensité au centre du faisceau
(spatial peak, SP) ou moyennée (spatial average, SA) et du point de vue
temporel, on considère les valeurs pendant le pulse (pulse average, PA)
ou moyennées au cours du temps (temporal average, TA). De ces
données résultent quatre types d’intensité :
– Ispta (SP, TA) ;
– Isata (SA, TA) ;
– Isppa (SP, PA) ;
– Isapa (SA, PA).
Une dernière notion importante est la notion de phase : deux ondes sont
en phase si elles induisent les mêmes modifications (compression ou
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Intensité
Au niveau
du point focal
(spatial peak, SP)
Sur l’ensemble
du faisceau
(spatial average, SA)
lors du pulse (pulse average, PA)
ISPPA
ISAPA
moyennée temporellement (temporal average,
TA)
ISPTA
ISATA
raréfaction) au même instant. De la phase dépendent les phénomènes
d’interférences entre ondes élémentaires. Les effets s’additionnent pour
les ondes en phase (interférences constructives) et ont tendance à
s’annuler pour les ondes en opposition de phase. Dans le cas particulier
des ondes ultrasonores, le déphasage programmé et calculé de
différentes ondes élémentaires permet de concentrer l’énergie
ultrasonore sur une zone étroite, c’est-à-dire de focaliser le faisceau
ultrasonore qui tend sinon à diverger.
L’amplitude et l’intensité (égale au carré de l’amplitude) des ondes
diminuent progressivement au cours de la traversée des tissus. Cette
réduction correspond à l’atténuation et s’exprime en décibels (dB). Ces
unités permettent la comparaison de valeurs d’intensité, lorsque
d’importantes variations sont possibles et lorsqu’il n’y a pas de zéro de
référence. La valeur de référence est alors l’intensité initiale Io.
L’atténuation en dB = 10 log10I/Io.
Une atténuation de -20 dB correspond à un son 100 fois moins intense
qu’initialement.
Si 10 log10I/Io = -20, log10I/Io = -2, I/Io = 10–2, I = 0,01 Io.
Production des ultrasons
Piézoélectricité
Les ultrasons sont générés par piézoélectricité, phénomène qui permet
la transformation d’une énergie mécanique en énergie électrique, de
façon réversible. Cette fonction est réalisée par un élément de la sonde
ayant des propriétés piézoélectriques ; il s’agit de céramiques PZT, de
matériaux composites ou de polymères. Le terme de transducteur qui
désigne l’élément piézoélectrique ou par extension la sonde elle-même
vient de ce qu’ils convertissent une forme d’énergie en une autre. Ils
fonctionnent autant comme émetteurs d’ultrasons que comme
récepteurs. Pour produire un faisceau d’ultrasons, on leur applique une
impulsion électrique qui entraîne une vibration de la céramique. À
l’inverse, lors de la réception de l’écho, l’onde de pression qui vient
heurter le transducteur induit l’apparition de charges électriques. Ce
signal électrique est ensuite traité dans les circuits électroniques de
l’appareil et sert à l’élaboration de l’image échographique.
Caractéristiques de l’émission acoustique
L’émission ultrasonore en imagerie est intermittente. Elle est produite
par des impulsions électriques dont la durée détermine les
caractéristiques de l’émission acoustique.
Une impulsion brève induit une courte vibration de l’élément
piézoélectrique. Les échos réfléchis sont également brefs, ce qui permet
de distinguer deux cibles proches si les échos qu’elles émettent sont
décalés. Plus l’écho est bref, plus la distance résolue est petite.
La durée de l’impulsion électrique influence également la disparité des
fréquences émises.
Un transducteur a une fréquence de résonance naturelle (dite fréquence
centrale ou fréquence opératoire), inversement proportionnelle à
l’épaisseur de l’élément piézoélectrique.
La stimulation électrique induit une émission acoustique qui n’est pas
composée d’une seule fréquence mais d’une gamme de fréquences
réparties de façon gaussienne de part et d’autre de la fréquence de
résonance (fig 3). L’étalement de la répartition gaussienne peut être
modulé par la durée de stimulation électrique. Une impulsion brève
produit simultanément des ondes de fréquence dispersée, donc un
étalement de la gamme des fréquences émises. Avec une impulsion plus
longue, les fréquences émises sont davantage regroupées autour de la
fréquence centrale, ce qui est plus adapté aux examens doppler.
Si les transducteurs des appareils haut de gamme actuels ont tous la
capacité de gérer une large bande passante fréquentielle, ce qui est
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Tableau II. – Valeurs d’impédance des principaux tissus.
A
∆F
F
Fo
A
Milieu
Impédance acoustique
Air
440
Graisse
1,4 × 106
Eau
1,5 × 106
Rein
1,75 × 106
Os cortical
7,8 × 106
l’impédance acoustique Z ; elle traduit la plus ou moins grande facilité
avec laquelle les particules du milieu traversé sont déplacées.
Elle dépend de la densité du milieu q et de c, la célérité des ultrasons
dans le milieu.
Z=ρxc
A
Phénomènes observés aux interfaces
Une interface correspond à la limite entre deux milieux d’impédance
acoustique différente.
Plusieurs phénomènes sont observés aux interfaces : il s’agit de
phénomènes de réflexion, de transmission et de réfraction du faisceau
ultrasonore.
∆F
Fo
Réflexion et transmission
F
B
3
Largeur de bande passante.
A. Un pulse bref produit des fréquences dispersées de part et d’autre de la
fréquence de résonance F0.
B. Un pulse plus long produit un spectre plus étroit.
nécessaire pour l’imagerie d’harmonique, les caractéristiques de
l’émission acoustique pour l’imagerie mode B peuvent être différentes
d’un constructeur à l’autre. L’émission acoustique peut être soit une
émission « large bande », soit une émission gaussienne plus étroite,
l’opérateur ayant la possibilité de décaler la fréquence centrale
d’émission en cours d’examen.
Propagation des ultrasons
Notion d’impédance acoustique
L’onde de pression produite par la céramique piézoélectrique se
transmet au milieu. Sa vitesse de propagation (c) dépend du milieu
traversé. Elle est fonction de la déformabilité du milieu (E = module
d’Young) et de sa densité q.
C = (E/ρ)
Dans les différents composants tissulaires (eau, graisse, muscle), ces
valeurs sont très proches et la célérité des ultrasons varie peu d’un tissu
à l’autre (de 1 400 à 1 600 m/s), sauf au niveau de l’os cortical où elle
est beaucoup plus élevée (4 800 m/s).
Pour les mesures de distance par échographie, on considère que la
propagation des ultrasons se fait à la vitesse constante de 1 540 m/s. Le
délai (T) qui sépare la réception des deux échos correspond à deux fois
la distance qui sépare les deux interfaces (car cette distance est
parcourue deux fois, à l’aller par l’onde incidente et au retour par l’onde
réfléchie) divisée par c.
T = 2D/c d’où D = T x c/2.
Les mesures échographiques comportent en réalité une imprécision du
fait des variations de célérité dans les différents tissus.
Deux échos reçus à un intervalle de 10 µs correspondent à deux points
distants de 8 mm si on considère une vitesse de déplacement de
1 600 m/s (1 600×10×10–6/2), et de 7 mm si la vitesse est de 1400 m/s
(1 400×10×10–6/2).
Au cours de sa propagation, l’onde ultrasonore traverse des milieux
différents, certains lui permettent de se propager facilement, d’autres lui
opposent une résistance. La résistance à l’onde de pression correspond à
Lorsque le faisceau d’ultrasons parvient à une interface, il peut la
franchir ou être réfléchi. La fraction du faisceau qui franchit l’interface
est la fraction transmise ; elle poursuit son trajet en profondeur. La
fraction non transmise est réfléchie vers la source d’émission. L’angle
de réflexion est toujours égal à l’angle d’incidence du faisceau, d’où le
terme de réflexion spéculaire (en miroir) qui qualifie la réflexion aux
interfaces. La réflexion spéculaire est angle-dépendante : pour une
détection maximale du signal réfléchi, l’orientation de la sonde doit
permettre d’aborder l’interface perpendiculairement : l’écho revient
alors au transducteur puisque angles d’incidence et de réflexion sont
égaux. Pour améliorer une image échographique, notamment la
visualisation des parois vasculaires, générée par réflexion spéculaire,
l’examinateur doit ajuster l’angle d’incidence du faisceau ultrasonore,
en modifiant graduellement le positionnement de la sonde.
Réflexion et transmission s’observent pour des interfaces de grande
taille par rapport à la longueur d’onde du faisceau. Si l’interface est de
petite taille, l’onde ultrasonore diffuse dans tout le milieu de
propagation, au lieu d’être réfléchie et transmise (fig 4).
Pour une interface abordée perpendiculairement, les fractions réfléchie
et transmise sont liées à la variation d’impédance par les relations
suivantes.
– Coefficient de réflexion R : R = (Z2 - Z1/Z2 + Z1)2
– Coefficient de transmission T : T = (4 Z1Z2)/(Z1+Z2)2
Remarque. Lorsque l’interface n’est pas abordée perpendiculairement,
les angles d’incidence et de transmission U i et U t du faisceau
interviennent également.
Le fait de passer vers un milieu de plus faible ou plus forte impédance
n’influence pas l’importance de la réflexion, c’est la différence en valeur
absolue qui compte. Si la différence d’impédance est faible, presque
toute l’énergie ultrasonore est transmise. Lorsqu’elle est importante, la
fraction réfléchie est élevée (tableau II).
Trois situations peuvent être individualisées.
– La différence d’impédance est faible. C’est le cas des interfaces entre
deux tissus mous, qui n’entraînent qu’une réflexion minime de l’ordre
de 3 ‰ (R = [1,65-1,5/ 1,65 + 1,5]2 = 3 ‰). La quasi-totalité du faisceau
est transmise. C’est vers ce résultat que l’on tend en utilisant des
revêtements qui minimisent les différences d’impédance entre le capteur
et la peau du sujet examiné. Ces « adaptateurs d’impédance » permettent
à l’essentiel du faisceau de traverser l’interface sonde-peau et de se
propager dans les tissus.
– La différence d’impédance est élevée, comme entre os cortical et
tissus mous. La réflexion est importante, de l’ordre de 50 % (R = [7,81,5/ 7,8 + 1,5]2ª 0,5), ce qui limite la propagation du faisceau ultrasonore
et explique le phénomène de cône d’ombre observé en arrière des
calcifications.
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Radiodiagnostic
Z2
I
T
R
A
I
R
Φ1
5 La fraction diffusée donne l’échostructure granitée du parenchyme hépatique.
L’image hyperéchogène du diaphragme (flèche) est générée par réflexion spéculaire,
de même que la visualisation de la paroi des veines sus-hépatiques mieux analysées
sur les portions orientées à 90° par rapport à l’axe du faisceau (flèches).
Φ2
T
B
I
rapport à l’axe du faisceau incident. L’angle de réfraction Φ2 dépend de
l’angle d’incidence Φ1 et de la variation de célérité entre les deux
milieux : sin Φ1/sin Φ2 = c1/c2.
En fait, compte tenu de la faible variation de célérité des ultrasons dans
les différents tissus, la réfraction est généralement peu importante.
Propagation dans le milieu
T
Diffusion
R
C
I
Lorsque l’onde ultrasonore rencontre une cible de petite dimension par
rapport à sa longueur d’onde et non plus une interface de grande taille,
on observe, au lieu d’une réflexion et d’une transmission partielles, une
diffusion multidirectionnelle (fig 4). Les microstructures des
parenchymes (amas cellulaires, fibres collagènes), de taille
inframillimétrique, constituent de multiples sources de diffusion. Les
parois vasculaires irrégulières sont également à l’origine de phénomènes
de diffusion. Au lieu d’orienter l’onde réfléchie sous forme d’un faisceau
monodirectionnel, les diffuseurs réémettent dans tout l’espace. La
fraction diffusée qui revient vers la sonde (fraction rétrodiffusée) donne
l’échostructure des parenchymes, alors que les contours d’organes sont
générés par réflexion spéculaire (fig 5). Les ondes diffusées subissent
d’importantes interférences entre elles, certaines constructives, d’autres
destructives, ayant un caractère aléatoire. De ce fait, les échos
rétrodiffusés (speckle) sont peu informatifs sur le plan anatomique, ils
ne renseignent pas sur la taille ou la situation des diffuseurs. Ils sont
généralement de faible intensité comparativement aux échos générés par
la réflexion spéculaire. Leur traduction à l’écran est dépendante des
procédés de traitement du signal, en particulier de la gestion du bruit.
Les phénomènes de diffusion sont indépendants de l’angle d’incidence
du faisceau ; de ce fait, l’échostructure des parenchymes n’est pas
modifiée par l’orientation de la sonde.
Absorption - Atténuation
D
4
Devenir des ultrasons.
A. Incidence normale.
B. Incidence oblique.
C. Interface de grande taille.
D. Cible ponctuelle.
A, C : réflexion ; B : réfraction ; D : diffusion.
– Une des deux impédances est très faible. Le faisceau est presque
totalement réfléchi. C’est le cas des interfaces air-tissus qui donnent lieu
à une réflexion quasi totale (R = [1,5 x 106- 400/ 1,5 x 106 + 400]2a 1).
L’air constitue une barrière à la propagation des ultrasons, d’où la
nécessité d’interposer du gel entre la peau et la sonde pour assurer la
transmission du faisceau ultrasonore.
Une partie de l’énergie mécanique de l’onde acoustique est absorbée par
transformation en chaleur. Du fait des réflexions successives, de la
diffusion et de l’absorption, l’onde ultrasonore s’atténue
progressivement en profondeur. L’atténuation augmente de façon
linéaire avec la fréquence de la sonde ; la profondeur d’exploration est
de ce fait limitée avec les sondes de haute fréquence. L’ordre de
grandeur de l’atténuation est de 1dB/MHz /cm.
Pour que deux interfaces également réfléchissantes mais situées à des
profondeurs différentes aient la même traduction à l’écran, les appareils
d’échographie sont dotés de systèmes time gain compensation (TGC)
qui permettent d’augmenter l’amplitude de l’écho suivant la profondeur
dont il est issu (fig 6), cette profondeur étant mesurée par le temps écoulé
entre émission et réception.
Réfraction
Énergie délivrée et effets biologiques induits
Lorsque le faisceau aborde une interface avec un angle différent de 90°,
si l’angle de réflexion reste égal à l’angle d’incidence, la fraction
transmise subit une réfraction (fig 4), c’est-à-dire qu’elle est déviée par
Les effets biologiques d’une onde ultrasonore peuvent être de deux
ordres : mécaniques d’une part, thermiques d’autre part. Il s’agit d’effets
potentiels ou uniquement observés chez l’animal dans des conditions
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Tableau III. – Normes proposées par la Food and Drug Administration (FDA).
Paramètres de contrôle des effets biologiques des ultrasons
Type d’examen
6 Coupe transversale de l’utérus réalisée par voie endovaginale, avec trois niveaux de focalisation successifs matérialisés par les marqueurs triangulaires à droite
de l’image en dedans de la courbe TGC. Au-delà du dernier niveau de focalisation, on
note une dégradation de la résolution latérale, avec des échos non punctiformes mais
étalés transversalement.
expérimentales, car, à ce jour, aucun effet secondaire n’a pu être mis en
évidence dans les conditions de réalisation de l’imagerie diagnostique.
Toutefois, les puissances acoustiques produites par les appareils sont en
constante augmentation, ce qui incite à une réévaluation régulière.
Effets mécaniques
Le faisceau ultrasonore, en induisant des phénomènes de compression
et d’expansion, peut provoquer des effets mécaniques. La cavitation est
un de ces effets ; elle correspond à la production et à l’activation de
bulles de gaz en milieu liquide. Le gaz peut être déjà présent dans le
milieu ou exister à l’état dissous et repasser à l’état gazeux. Lorsque
l’amplitude de l’onde est très importante, le réseau liquide peut se
déchirer et laisser se former des bulles de gaz.
– La cavitation stable correspond à une oscillation de la paroi des bulles
créées lors du passage de l’onde ultrasonore. Elle peut induire des microcourants de fluide ou des phénomènes de lyse cellulaire.
– La cavitation transitoire ou inertielle survient lorsque l’oscillation est
telle qu’elle aboutit à un effondrement des parois de bulle, ce qui libère
une très forte énergie. Elle peut entraîner une onde de choc et induire
une élévation thermique locale intense ainsi que la production de
radicaux libres. Il s’agit du principal mécanisme en cause dans la
lithotripsie.
Les caractéristiques de plusieurs appareils d’imagerie diagnostique
actuels peuvent dépasser le seuil de cavitation. Un index mécanique
(MI) a été défini pour évaluer le risque de cavitation et s’affiche à l’écran
sur les appareils récents. Le seuil de risque est abaissé dans les tissus
contenant des corps gazeux bien définis, tels que les alvéoles
pulmonaires. L’index mécanique doit y être inférieur à 0,3.
Intensité ultrasonore (ISPTA)
Doppler pulsé fœtal
100 mW/cm2
Doppler pulsé périphérique
450 mW/cm2
Doppler continu
720 mW/cm2
Doppler transcrânien
800 mW/cm2
Doppler transorbitaire ou transfontanellaire
80 mW/cm2
Doppler abdominal
pas de norme définie
Mode B abdominal
50 mW/cm2
Mode B transvaginal
30 mW/cm2
* ISPTA (spatial-peak time average) : intensité ultrasonore ; il s’agit de l’énergie par unité de surface et par unité
de temps, moyennée sur une période. La recommandation de la FDA est 2,1 W/cm2.
biologiques des ultrasons. Les index thermiques doivent être inférieurs
à 2, l’index mécanique inférieur à 0,3 dans les tissus contenant des corps
gazeux bien définis (alvéoles pulmonaires). Les normes proposées pour
l’intensité ISPRA sont présentées dans le tableau III, mais cette valeur
n’est pas monitorée sur les appareils actuellement.
Technologie
Composition d’un transducteur
Un transducteur comporte quatre types d’éléments constitutifs (fig 7),
qui ont chacun une fonction différente. L’élément piézoélectrique
produit l’impulsion ultrasonore et transforme les échos réfléchis en
signal électrique. Son épaisseur détermine la fréquence de résonance de
la sonde. Chacune de ses faces est métallisée, pour constituer une
électrode. Les électrodes permettent d’exciter l’élément actif et
réceptionnent les informations électriques après conversion, par
l’élément actif, des ondes ultrasonores réfléchies. L’électrode distale est
recouverte d’un revêtement dont l’impédance doit être la plus proche
possible de celle des tissus biologiques pour permettre une transmission
optimale du faisceau (cf supra). Cette couche adaptatrice, également
appelée lame quart d’onde (car son épaisseur correspond au quart de la
longueur d’onde du faisceau émis), est au contact direct de la peau.
1
Effets thermiques
L’absorption de l’énergie ultrasonore et sa conversion en chaleur sont
susceptibles d’élever la température locale. En fait, la circulation
sanguine dissipe la majeure partie de la chaleur produite. Avec les
équipements actuels, l’imagerie mode B est réalisée avec des
puissances acoustiques qui ne sont pas capables de produire des
élévations de température dangereuses, que ce soit par voie
transcutanée, endocavitaire ou endoscopique. En revanche, les
équipements doppler en ont la capacité, surtout aux interfaces tissus
mous et os. Il faut donc utiliser la puissance minimale utile au
diagnostic et limiter le temps d’exposition. La sonde elle-même peut
être une source de chaleur par conduction. Les sondes d’échographie
transœsophagiennes sont équipées d’un thermistor qui permet
d’interrompre automatiquement l’émission acoustique lorsque la
température du capteur atteint 41 °C.
Des indices thermiques, TIS pour les tissus mous, TIB pour les
structures osseuses, ont été définis et calculés sur des modèles in vitro. Il
s’agit de rapports entre la puissance acoustique totale à la puissance
acoustique nécessaire à élever la température de 1 °C. Ces indices sont
monitorés et affichés à l’écran. Aux États-Unis, la FDA (Food and Drug
Administration) a proposé des normes pour contrôler les effets
2
3
4
5
6
7 Composition d’un transducteur.
1. Câble ; 2. boîtier ; 3. bloc amortisseur ; 4. électrodes ; 5. éléments piézoélectriques ; 6. lame quart d’onde.
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P
ligne de tir
A
8
Sonde mécanique. Balayage par oscillation.
Un bloc amortisseur est situé à l’arrière de l’élément actif, il absorbe les
ondes émises par sa face arrière et limite la résonance propre de
l’élément piézoélectrique, pour réduire la longueur du train d’onde. La
durée de vibration de l’élément piézoélectrique est l’un des deux
facteurs qui fixent la résolution axiale, l’autre facteur étant la longueur
d’onde (fig 7).
L’ensemble de ces éléments est contenu dans un boîtier qui est relié au
corps de l’appareil par un câble et un connecteur.
Technologie des sondes
Il existe deux catégories de sondes :
– les sondes mécaniques contenant un ou deux éléments mobiles,
montés sur un système oscillant ou rotatif (fig 8) pour réaliser le
balayage du champ ;
– les sondes électroniques faites d’un alignement d’éléments fixes,
activés successivement par commutation électronique. Ces sondes sont
encore appelées à barrette de transducteur. Leur surface peut être
linéaire, convexe ou microconvexe pour les explorations endocavitaires
(fig 9). Le nombre d’éléments est variable, en général égal à 128.
Chaque élément produit une « ondelette » ultrasonore qui se propage
avec une divergence importante car la surface d’émission est de petite
taille. Pour réduire cette divergence, les impulsions électriques sont
appliquées à un groupe de plusieurs éléments dont les ondelettes
élémentaires produisent une onde résultante focalisée. Le nombre
d’éléments recrutés, que l’on nomme ouverture de la sonde, est fonction
de la profondeur d’étude souhaitée (fig 10). Ces données seront revues
lorsque seront abordés les principes de focalisation électronique.
Chaque ouverture génère une ligne de tir. Un déplacement par pas
successifs, avec à chaque fois décalage d’un élément (fig 9), permet de
décrire toute la largeur de la barrette. Si les 128 transducteurs sont
alimentés par groupe de quatre, on obtient 125 lignes parallèles de
balayage. Pour améliorer la qualité de l’image, on peut augmenter le
nombre de lignes en programmant par exemple une alimentation
d’abord par groupe de trois, puis par groupe de quatre transducteurs,
créant ainsi une image sur 250 lignes. Ces données sont gérées
électroniquement par le formateur de faisceau (beam former), ce qui
permet une grande souplesse de programmation. Le nombre de voies de
traitement (canaux) va jusqu’à 512 sur les appareils de haut de gamme
récents.
L’image qui apparaît à l’écran est rectangulaire dans le cas d’une sonde
à barrette linéaire (linear array), car les lignes de tir sont parallèles entre
elles (fig 11). Dans le cas d’une sonde convexe ou microconvexe
page 6
B
9
Sondes électroniques à barrette rectangulaire et convexe.
Un déplacement par pas successifs sur la ligne azimutale permet d’activer successivement chaque groupe de transducteurs, ce qui permet d’obtenir un balayage
linéaire (A) ou sectoriel (B).
A. Barrette rectangulaire, balayage linéaire.
B. Barrette convexe, balayage sectoriel.
(curved array), la divergence des lignes de tir vers la profondeur
construit une image qui a la forme d’un secteur de cercle et on parle alors
de balayage sectoriel ou de sonde sectorielle (fig 12). Avec les sondes
mécaniques, où le transducteur est fixé sur un système oscillant ou
rotatif, on obtient également un balayage sectoriel.
Les sondes à réseau phasé (phased array) permettent de réaliser un
balayage sectoriel alors qu’elles ont une forme plane car leurs éléments
sont excités avec un déphasage programmé qui induit un léger décalage
de l’émission ultrasonore d’un transducteur à son voisin. Cela permet
d’obliquer le faisceau émis d’abord dans un sens, puis dans l’autre
lorsqu’on inverse le déphasage (fig 13). L’intérêt est de pouvoir balayer
un champ assez large avec une sonde rectangulaire de petite dimension,
que l’on peut par exemple positionner en intercostal. Cette technique est
largement utilisée en cardiologie pour visualiser le cœur à travers la cage
thoracique mais peut également permettre une exploration du foie par
voie intercostale chez les patients difficiles.
L’inconvénient de ces sondes est que la résolution latérale diminue en
profondeur du fait de l’écartement progressif des lignes de balayage
ultrasonore (fig 14).
Géométrie du faisceau
Le faisceau d’ultrasons émis est fait d’un faisceau principal qui regroupe
90 % de l’énergie ultrasonore et de deux faisceaux secondaires appelés
Radiodiagnostic
PHYSIQUE DES ULTRASONS
10 Ouverture variable.
Plus la profondeur de focalisation est
importante, plus le nombre d’éléments
recrutés est élevé.
35-000-C-10
– une deuxième zone plus distale appelée zone de Fraunhofer (far field)
où la divergence est plus importante.
La zone de Fresnel est d’autant plus étendue que la fréquence de la sonde
est élevée (k petit) et que la surface d’émission est importante. La
relation est L = D2F/4c = D2/4k (car F = c/k), = r2/k, F = fréquence de
la sonde, D et r = diamètre et rayon du transducteur, c = célérité des
ultrasons, k = longueur d’onde.
La largeur du faisceau a une grande importance car elle conditionne la
résolution latérale de la sonde, c’est-à-dire le pouvoir séparateur dans la
direction perpendiculaire à la propagation du faisceau. Pour améliorer
la résolution latérale, on diminue la largeur du faisceau en le focalisant
(fig 15B). La zone focale créée, qui correspond à la zone où se concentre
l’énergie ultrasonore, est d’autant plus courte que son diamètre est fin,
c’est-à-dire que le degré de focalisation est important. Au-delà de la zone
focale, le faisceau diverge de façon importante, ce qui dégrade la
résolution latérale. Lorsque le niveau de focalisation peut être choisi
(sondes électroniques), il faut positionner la zone focale soit au niveau
de la région d’intérêt, soit en limite du champ d’exploration si on ne
souhaite pas privilégier une zone particulière et si on veut maintenir une
bonne résolution latérale sur la totalité de la profondeur explorée. La
longueur de la zone focale conditionne la profondeur de champ. L’idéal
serait d’avoir une zone focale la plus étroite possible sur une profondeur
de champ la plus importante possible. En fait, ces paramètres évoluent
de façon opposée, pour une fréquence donnée.
L/d2 = constante
Plus le diamètre (d) de la zone focale est fin, plus sa longueur (L)
diminue, et plus le point focal est proche du transducteur (fig 15B).
Par ailleurs, pour un diamètre donné (d), plus la fréquence (F) est élevée,
plus la zone focale est longue (L est élevé), mais compte tenu des
phénomènes d’absorption, les sondes de haute fréquence ont une
pénétration en profondeur insuffisante, ce qui limite leur utilisation à
l’étude des structures superficielles.
Focalisation du faisceau
11 Image rectangulaire, obtenue à l’aide
d’une barrette linéaire. Coupe transversale
de la thyroïde.
Focaliser le faisceau consiste à le rendre plus fin (dans l’épaisseur du
plan de coupe) et/ou plus étroit (dans le sens transversal), de façon à
améliorer la résolution latérale (cf fig 21).
Le mode de focalisation, géométrique ou électronique, dépend du type
de sonde.
Focalisation des sondes mécaniques
12 Balayage sectoriel à l’aide d’une sonde électronique à barrette courbe, démontrant la présence d’un angiome hépatique.
lobes latéraux qui présentent une angulation par rapport à la direction du
faisceau principal. Leur intensité est faible, mais ils peuvent être dans
certains cas à l’origine d’artefacts de localisation spatiale. Pour
supprimer les échos liés aux lobes latéraux, des pondérations sont mises
en œuvre au cours du traitement du signal (fonctions d’apodisation).
Le diamètre initial du faiceau correspond à celui de la source d’émission,
puis le faisceau diverge.
On considère deux zones dans l’axe de propagation du faisceau à partir
d’un transducteur non focalisé (fig 15A) :
– une première zone proximale appelée zone de Fresnel (near field) où
la divergence est faible ;
On peut donner une forme concave à la surface radiante de la céramique
piézoélectrique de façon à entraîner une convergence du faisceau émis
ou bien interposer une lentille acoustique concave. Un comblement de
la concavité par les éléments de la couche adaptatrice permet de
conserver à l’extrémité de la sonde une forme plane.
Ces procédés modifient la géométrie du transducteur. Ils induisent une
focalisation fixe, non ajustable pour une sonde donnée. La distance
focale, qui correspond aux zones d’exploration privilégiées, dépend du
rayon de courbure de la pastille ou de la céramique choisi (fig 15, 16B)
et est adaptée aux profondeurs utiles d’examen. Pour une étude
abdominale, on établit la distance focale à 6 cm environ. L’avantage est
que la focalisation est symétrique et concerne également l’épaisseur du
plan de coupe.
Focalisation des sondes électroniques
La focalisation électronique suppose une structure « multiéléments ».
Elle peut être réalisée à l’émission et à la réception.
– À l’émission, l’excitation non synchrone des différents transducteurs
recrutés pour l’acquisition d’une ligne de tir induit un déphasage des
ondes élémentaires émises. Ce déphasage peut être calculé de façon à ce
que les ondes élémentaires interfèrent négativement entre elles sauf sur
une zone centrale étroite qui concentre toute l’énergie ultrasonore. Ce
dispositif de pondération de phase (fig 13) permet d’adapter la
focalisation en fonction de la profondeur que l’on veut atteindre. Le
nombre d’éléments recrutés sur la barrette (l’ouverture de la sonde)
page 7
35-000-C-10
PHYSIQUE DES ULTRASONS
Radiodiagnostic
13
B
A
déphasage
pas de
déphasage
positif
déphasage
négatif
C
Techniques de déphasage.
A. Focalisation à l’émission.
B. Focalisation à la réception.
C. Principe des sondes phased-array.
14
A
B
A. Coupe longitudinale de
la rate, réalisée avec une
barrette courbe, à la recherche d’un hématome
sous-capsulaire associé à
un volet costal. La visualisation du parenchyme
splénique sous-diaphragmatique est partielle, car
la sonde s’applique imparfaitement en intercostal.
B.Avec une sonde phased
array, en dépit d’une résolution spatiale inférieure,
l’étude est plus complète.
On ne visualise pas d’hématome mais un petit
kyste splénique, sans rapport avec le contexte posttraumatique, et un épanchement pleural.
Φ
2
1
D
15
Φ
D 2/ 4 λ
A
D
d = λ.f / D
distance focale (f)
L = longueur focale
L/d 2 = Cste
intervient également : lorsqu’il augmente, la surface d’émission
s’élargit, ce qui allonge la zone de Fresnel et éloigne le point focal du
transducteur. Sur les appareils récents, les déphasages sont gérés
électroniquement et non plus de façon analogique en faisant passer le
page 8
B
A. Capteur non focalisé.
La longueur de la zone de Fresnel (1) dépend
du diamètre du transducteur (D) et est inversement proportionnelle à la longueur d’onde.
Elle s’étend d’autant plus loin que la fréquence
de la sonde et le diamètre du transducteur
sont élevés.
L’angle de divergence Φ est donné par la
relation sin Φ = 1,22 λ/D
B. Capteur focalisé.
La longueur focale (L) conditionne la profondeur de champ. Plus le diamètre (d) de la zone
focale est fin, moins la longueur focale (L) est
étendue. Le diamètre de la zone focale (d)
conditionne la résolution latérale. Il est égal au
produit de la longueur d’onde λ et du rapport
f/D, où f est la distance focale (entre transducteur et point focal) et D le diamètre de la
sonde. Ce rapport f/D est appelé f number.
signal électrique par des fils de cuivre. La technologie électronique
permet de réaliser plusieurs niveaux de focalisation successifs, le
moniteur affiche alors un montage fait de la juxtaposition du résultat de
chacun des niveaux de focalisation. La qualité d’image est améliorée au
PHYSIQUE DES ULTRASONS
Radiodiagnostic
35-000-C-10
2
1
1
n=2
n=1
1 cibles non résolues
2 cibles résolues
n
B
16
3
n=2
1 cibles non résolues
2, 3 cibles résolues
λ
n = nombre de cycles
λ = longueur d'onde
A
prix d’une diminution de la cadence image car il y a autant d’acquisitions
successives d’une ligne de tir qu’il y a de niveaux de focalisations
différents choisis par l’examinateur.
– Lors de la réception de l’écho, un retard de phase inverse à celui de
l’émission peut être appliqué, de façon à synchroniser la réception des
échos provenant d’un même point. Les retards les plus importants
concernent les éléments piézoélectriques les plus proches de la
médiatrice de chaque ouverture, qui sont heurtés les premiers lors de la
réception, puisque la distance que parcourt l’écho pour les atteindre est
plus courte que celle qui est nécessaire pour atteindre les éléments les
plus latéraux. Ces délais d’écoute peuvent même être réglés en continu,
au fur et à mesure que le temps s’écoule, pour que le point focal
corresponde à tout moment au front d’onde qui parvient en réception. Il
s’agit de «focalisation poursuite ».
En résumé, la focalisation des sondes mécaniques est fixe, non réglable
par l’opérateur (sauf pour les sondes mécaniques annulaires de dernière
génération), mais elle intéresse à la fois la largeur et l’épaisseur du
faisceau. Pour les sondes électroniques, il est possible de choisir la
position et le nombre des zones focales, mais la focalisation ne concerne
que le plan transversal. Les évolutions récentes devraient permettre de
réaliser une focalisation en épaisseur.
A. Résolution axiale.
Elle dépend de la brièveté de l’écho. En 1, les deux cibles ne sont pas résolues. Elles
sont résolues en 2 grâce à la diminution du nombre de cycles (amélioration de
l’amortissement), et également résolues en 3, où la fréquence est plus élevée.
B. Résolution latérale.
Elle dépend de la largeur du faisceau et donc du degré de focalisation. Si la largeur du
faisceau est supérieure à l’écart latéral entre les deux cibles, celles-ci ne sont pas
résolues. Le degré de focalisation est plus important en 2 qu’en 1, ce qui permet de
distinguer les deux points.
Brillance %
2
10 20
30
1
40
50
60
70
dB
2
17 Adaptation de la gamme dynamique.
1. Gamme dynamique de 60 dB. Les échos de faible intensité (moins de 10 dB par
rapport au niveau maximal) ne sont pas traduits. Tous les autres niveaux d’intensité
sont représentés.
2. Gamme dynamique de 30 dB. Seuls les échos dont l’intensité ne descend pas
au-delà de 30 dB par rapport au seuil maximal sont traduits (représentation entre 40
et 70 dB). À partir de 40 dB au-dessous de l’intensité maximale, les échos ne sont
pas traduits.
+
Traitement du signal et appareillage
Traitement du signal
-
A
Prétraitements
Les échos générés sur le trajet du faisceau parviennent au transducteur
où ils sont convertis en un signal électrique appelé radiofréquence.
Ce signal analogique de faible intensité est amplifié puis soumis à
plusieurs traitements qui précèdent la mise en mémoire, regroupés sous
le terme de prétraitements (preprocessing). L’importance de
l’amplification peut être ajustée par l’opérateur en réglant le gain global.
Lorsqu’il est trop bas, les faibles échos n’apparaissent pas à l’écran. S’il
est trop important, une saturation apparaît. Une compensation de
l’atténuation liée à la profondeur (TGC) est réalisée automatiquement,
pour corriger la perte d’amplitude liée à la distance parcourue par l’écho,
évaluée par le temps écoulé depuis l’émission. L’examinateur peut
également intervenir sur ce réglage. Sur les appareils actuels, la
correction automatique est le plus souvent suffisante, l’ajustement
manuel n’est nécessaire qu’en cas d’atténuation pathologique (stéatose
par exemple). La sensibilité actuelle des capteurs permet la détection
d’échos de très faible intensité. La dynamique du signal recueilli est de
ce fait très étendue, supérieure à 100 dB, soit un rapport de 1010 entre les
échos les plus forts et les plus faibles. La restitution à l’écran nécessite
une réduction de cette échelle car la dynamique en brillance de l’écran
n’est que de 20 dB. Pour cette raison, une compression du signal est
effectuée ; elle utilise une échelle logarithmique, qui « tasse » les échos
les plus forts et permet de traduire sur l’échelle de gris les échos plus
faibles. L’opérateur peut intervenir sur ce paramètre. Une gamme
dynamique faible, de l’ordre de 40 dB, supprime les échos de faible
intensité tels que les échos endoluminaux lors des examens vasculaires,
et donne un aspect de fort contraste à l’image. Cela réalise l’équivalent
d’un seuillage (fig 17).
+
B
18
Enveloppe
t
C
Détection d’enveloppe.
A. L’écho brut présente des oscillations positives et négatives.
B. Après redressement, les valeurs
négatives sont rendues positives.
C. t correspond au temps de montée qui correspond au temps mis
pour que le signal atteigne sa valeur maximale.
La démodulation est une opération qui associe un redressement du signal
radiofréquence (les valeurs négatives sont rendues positives) et un
filtrage (fig 18), pour ultérieurement lui attribuer une valeur numérique.
Amplification, compensation, compression et démodulation ont une
chronologie variable d’un appareil à l’autre. D’autres opérations de
prétraitements peuvent être réalisées (zoom d’acquisition, interpolation,
rehaussement de contours...) (tableau IV).
Conversion analogique numérique
Cette étape est obligatoirement réalisée avant la mise en mémoire mais
peut s’effectuer plus ou moins précocement, dès le recueil du signal
analogique ou à l’issue des prétraitements. Elle traduit en langage
binaire l’amplitude du signal. La mémoire est organisée sous la forme
page 9
35-000-C-10
PHYSIQUE DES ULTRASONS
Radiodiagnostic
Tableau IV. – Différentes opérations de pré- et post-traitement.
Prétraitement
1
0
Post-traitement
1
0
Amplification sélective
lissage
Compression logarithmique
modification des échelles de gris
Interpolation
inversion noir/blanc
Rehaussement de bord
gel, ciné-loop
Zoom d’écriture
mesure de distance et de ROI
.....
zoom de lecture
1
0
x (512)
1
persistance
......
d’une matrice pour laquelle chaque pixel a une adresse représentée par
ses coordonnées X et Y (fig 19). Le délai de réception de l’écho donne la
coordonnée Y correspondant à la profondeur et la situation de la ligne de
tir indique la coordonnée X. La valeur numérique de l’écho est notée
dans la case mémoire correspondante. La résolution spatiale de la
mémoire dépend du nombre de lignes et de colonnes et de la profondeur
de champ exploré. Ainsi, une matrice 512 x 512 avec une profondeur de
champ de 10 cm offre une résolution spatiale de 0,2 mm. Le nombre de
lignes acquises lors du balayage échographique étant inférieur au
nombre de colonnes de la mémoire numérique, les cases vides sont
comblées par des valeurs interpolées à partir des échos les plus proches.
La traduction en binaire de l’amplitude de l’écho nécessite un nombre
de cases pour chaque pixel qui corresponde au nombre de niveaux de
gris que l’on souhaite obtenir. Si l’on souhaite avoir 64 niveaux, il est
nécessaire d’avoir une mémoire de six bits, faite de six cases
élémentaires pour chaque pixel (fig 19). Dans chaque case, on attribue
une valeur 1 ou 0, ce qui avec six cases donne 64 combinaisons
possibles. Le nombre n de bits par pixel permet une traduction sur 2n
niveaux de gris de l’amplitude de l’écho. Plus le nombre de bits par pixel
est élevé, plus la résolution en contraste est élevée car plus la différence
d’intensité entre deux échos auxquels on attribue une teinte de gris
différente est faible.
Post-traitements
Une fois la mise en mémoire effectuée, d’autres traitements sont
possibles, tels que des opérations de lissage spatial où l’on moyenne les
valeurs de plusieurs échos voisins pour rendre moins brutales les
variations d’amplitude ou encore un lissage temporel qui moyenne les
données sur plusieurs images successives. Les opérations effectuées
après la mise en mémoire correspondent aux post-traitements (postprocessing) et peuvent être réalisées après le gel de l’image, ce qui les
distingue des prétraitements (tableau IV). Outre le lissage, d’autres
opérations peuvent être réalisées telles qu’un zoom de lecture, une
redistribution des valeurs d’échelles de gris pour modifier le contraste
de l’image, une mesure de distance.
Visualisation
La lecture de la mémoire permet d’aboutir à la visualisation. La brillance
d’un point sur l’écran est déterminée par l’amplitude de l’écho dont la
valeur a été stockée dans la mémoire numérique. Les mémoires
numériques des échographes sont appelées « convertisseur numérique
de balayage » (digital scan converter) car elles permettent la conversion
du balayage échographique en un balayage vidéo standard. La lecture
Générateur
d'impulsions
P
y(512)
19
Mémoire numérique (512x512x6 bits). Le pixel (P) situé à l’adresse X=2, Y=1 a
une amplitude de 1010101 en binaire.
de la mémoire s’effectue ligne par ligne à une cadence qui correspond
au balayage de l’écran. Elle est indépendante de la cadence image qui
correspond au rythme de renouvellement des données à l’écran et qui
dépend du temps d’acquisition. Celui-ci est fonction de la profondeur
de champ, du nombre de lignes par image et du nombre de niveaux de
focalisation. Pour le temps réel, il faut disposer d’une cadence d’au
moins 16 images par seconde ; lorsqu’elle est trop lente, l’image
apparaît saccadée. La touche « gel » permet de figer les données
notamment pour effectuer des mesures de distance. L’impression de
fixité à l’écran vient de ce que les mêmes données (qui correspondent à
la dernière image acquise) sont relues tant que la touche gel est activée.
Certaines mémoires permettent de stocker les images acquises sur
plusieurs secondes. Cela permet ensuite une relecture en boucle des
dernières images acquises (ciné-loop). Les mémoires usuelles sont de
type RAM (Random Access Memory) : elles ne stockent l’information
que transitoirement. Sur les appareils récents, il est possible d’effectuer
une sauvegarde plus durable sur support optomagnétique ou sur disque
dur.
Synoptique d’un appareil
Les appareils d’échographie fonctionnent pour l’imagerie sur un mode
pulsé. Un système d’horloge interne est nécessaire pour calculer en
fonction du temps écoulé la profondeur dont est issue l’écho réceptionné
et pour compenser l’atténuation liée à la profondeur.
Même s’il existe des spécificités liées à la marque des appareils,
l’organisation générale et les opérations effectuées par chaque partie
sont similaires (fig 20).
Le générateur est à l’origine des impulsions électriques qui
commandent la production des ultrasons par le transducteur.
L’information parvient au transducteur via le formateur de faisceau
(beam former) qui permet la focalisation à l’émission. Il gère le nombre
d’éléments mis en jeu et règle électroniquement les retards appliqués à
Position x, y
Horloge
T
FF
Buffer
Prétraitement
Récepteur
Amplification
Détection
page 10
Compensation
Compression
...
Post-traitement
CAN Mémoire
RAM
Échelles de gris
Mesures
Lissage...
CNA Moniteur
Visualisation
20 Synoptique d’un échographe.
T : transducteur ; FF : formateur de faisceau ;
CAN : convertisseur analogique numérique ;
CNA : convertisseur numérique analogique.
Radiodiagnostic
PHYSIQUE DES ULTRASONS
chaque élément de façon à focaliser le faisceau. Le formateur de faisceau
réalise également l’apodisation, qui supprime les échos liés aux lobes
latéraux.
Les signaux électriques produits au niveau du transducteur par les échos
réfléchis parviennent au récepteur via le formateur de faisceau, qui
réalise une focalisation à la réception en utilisant les mêmes retards que
lors de l’émission. Les différentes opérations de prétraitement sont
réalisées au niveau du récepteur. Le convertisseur analogique
numérique (CAN) digitalise le signal plus ou moins précocement et les
prétraitements sont effectués selon les cas sur le signal analogique ou
numérisé. Le convertisseur numérique analogique (CNA) traduit les
données de la mémoire numérique en signal vidéo. Des mémoires
tampons (buffers) servent de relais à la mémoire RAM avant
présentation des données à l’écran ou pour l’identification des
coordonnées X et Y.
35-000-C-10
l
ersa
nsv
tra
plan
axe de
propagation
A
Facteurs de qualité
plan versal
s
tran
Résolution
e
La qualité d’un échographe dépend de ses capacités en termes de
résolution spatiale et de contraste, ainsi que de la résolution temporelle,
c’est-à-dire de la rapidité d’acquisition et de construction des images.
21
Résolution en contraste
Il s’agit de la capacité à distinguer des structures d’impédance voisine.
Elle dépend de plusieurs facteurs dont la sensibilité du transducteur,
c’est-à-dire de sa capacité à convertir en signal analysable les échos de
faible intensité. L’amélioration des transducteurs aboutit à des
dynamiques actuelles de 150 dB, ce qui permet la détection des échos de
faible intensité. Parallèlement, la réduction du bruit électronique et
l’amélioration du filtrage permettent de mieux les exploiter. Outre la
sensibilité du transducteur, le nombre de niveaux de gris de la mémoire
numérique intervient également. Plusieurs post-traitements permettent
d’intervenir sur le contraste de l’image et, par exemple, d’accentuer les
différences de contraste.
B
22 Sonde matricielle.
Plusieurs rangées de transducteurs sont alignées, ce
qui permet de focaliser en
épaisseur, grâce à des retard gérés électroniquement, comme pour la focalisation transversale.
Résolution spatiale
Elle permet la distinction de cibles de topographie différente dans l’axe
de propagation du faisceau (résolution axiale) ou dans les deux autres
plans (résolution latérale et en épaisseur) (fig 21).
– La résolution axiale dépend de la longueur d’onde, elle est donc
fonction de la fréquence de la sonde. Elle dépend également de la
brièveté de la réponse impulsionnelle, c’est-à-dire du nombre n
d’oscillations au terme desquelles l’élément piézoélectrique a fini de
vibrer, ce qui est fonction de la qualité d’amortisseur du capteur. Pour
distinguer deux cibles situées à des profondeurs différentes, il faut que
l’écho que génère la première cible ait fini de faire vibrer la sonde avant
que l’écho de la seconde lui parvienne. Le délai t de réception des échos
issus de deux cibles est égal à deux fois la distance D qui les sépare,
divisée par c, la célérité des ultrasons (t = 2D/c). Ce délai ne doit pas être
inférieur à la durée de l’écho, elle-même égale à la durée d’un cycle
(période s ou k/c), multipliée par le nombre de cycles n. Cela s’écrit
t=2D/c=nk/c. Donc D, la distance minimale résolue, est égale à λ/2, dans
le cas d’un amortissement complet au bout d’une oscillation unique
(n=1). La résolution axiale de la sonde ne peut donc pas descendre audessous d’une demi-longueur d’onde (fig 16A).
– La résolution latérale, dans le plan transversal, dépend du diamètre
du faisceau ainsi que du nombre et de l’écartement des lignes de tir. Si
deux cibles sont situées au sein d’une même ligne de tir, elles sont
confondues. Focaliser permet d’augmenter la résolution latérale en
diminuant la largeur du faisceau. Deux cibles à une même profondeur
situées sur deux lignes de tir différentes peuvent être distinguées. Plus
les lignes de tir sont fines et nombreuses, plus l’écart entre deux points
distincts sur un même axe transversal, perpendiculaire aux lignes de tir,
peut être réduit (fig 16B).
– La résolution en épaisseur est égale à la résolution latérale pour les
sondes mécaniques où la focalisation géométrique est symétrique et
intéresse à la fois la largeur et l’épaisseur du faisceau ultrasonore. Avec
les sondes électroniques, il n’y a pas de focalisation dans l’épaisseur du
plan de coupe lorsqu’il n’existe qu’une seule rangée de transducteurs,
A. Sonde électronique. Focalisation
uniquement transversale. Pas de focalisation en épaisseur.
B. Sonde monoélément focalisée géométriquement (surface émissive concave).
Le faisceau est focalisé transversalement
et en épaisseur.
ce qui est le cas des sondes actuelles. L’épaisseur de tissu insonée reste
donc large. Elle correspond à la longueur des lamelles piézoélectriques
qui constituent la barrette, soit 1cm environ, ce qui génère des artefacts
de volume partiel. Les sondes électroniques à plusieurs rangées de
transducteurs (sondes matricielles), en cours de développement,
permettent une focalisation en épaisseur selon des techniques de
déphasage comparables à celles que l’on utilise pour focaliser
transversalement. Les phénomènes d’interférences entre transducteurs
et leurs conséquences sur la géométrie du faisceau compliquent la mise
au point de ces sondes et limitent le nombre de rangées (cinq au
maximum actuellement) (fig 22).
Une autre approche est choisie par certains constructeurs pour focaliser
en épaisseur les sondes électroniques. Il s’agit comme pour les sondes
mécaniques de modifier la géométrie des éléments piézoélectriques en
les taillant pour obtenir une surface radiante concave.
Cette technologie, complexe du fait de la petite taille des éléments,
induit une focalisation fixe, mais permet d’avoir une épaisseur de coupe
plus fine qu’avec les sondes électroniques conventionnelles.
Résolution temporelle
Le temps d’acquisition de l’image dépend du nombre de lignes qui la
constituent et du temps nécessaire à l’acquisition de chaque ligne. La
rapidité de calcul des microprocesseurs actuels permet d’améliorer la
résolution temporelle, et indirectement la résolution spatiale, car le
nombre de tirs par ligne et de niveaux de focalisation peuvent être
augmentés tout en conservant des cadences d’images satisfaisantes.
Certaines astuces peuvent être utilisées pour améliorer encore la
résolution temporelle. Une même émission peut servir à la réception de
plusieurs lignes de tirs distinctes. L’émission étant large, défocalisée, il
page 11
35-000-C-10
PHYSIQUE DES ULTRASONS
23 Même cas que sur la figure 14. L’inversion haut/bas met bien en évidence la
dégradation de la résolution latérale en profondeur avec le balayage sectoriel, et tout
particulièrement avec les sondes phased array.
24
Radiodiagnostic
Échos de répétition en arrière de la paroi antérieure de la vésicule (flèche).
faut lors de la réception du signal analyser la phase des échos pour
reconstruire une image non artefactée. C’est dans cette mesure que
l’analyse de phase intervient chez certains constructeurs dans
l’élaboration de l’image échographique.
Artefacts
Il s’agit de toutes les causes d’altération de l’image en termes de
résolution spatiale et de contraste.
On peut classer ces différents artefacts en artefacts de résolution, de
propagation ou d’atténuation du faisceau ultrasonore.
Artefacts de résolution
Ils concernent surtout la résolution latérale qui s’altère en profondeur en
raison de la divergence naturelle du faisceau d’ultrasons et de
l’écartement progressif des lignes de tir vers la profondeur pour les
sondes à balayage sectoriel. Les lignes de tir plus espacées en
profondeur nécessitent davantage d’interpolation pour la construction
de l’image. Cette altération est visible à l’écran : les points de brillance
apparaissent davantage sous la forme de traits que d’éléments
punctiformes plus on gagne en profondeur. Cela devient très apparent
lorsqu’on inverse l’image de bas en haut (fig 23).
L’artefact de volume partiel est commun à toutes les techniques
d’imagerie en coupe : il est lié à la focalisation insuffisante du faisceau
dans le sens de l’épaisseur et peut faire apparaître comme une structure
pleine une formation kystique de petite taille. Cela pose problème pour
le diagnostic des kystes de petite taille au niveau du sein.
L’effet de masque est une insuffisance de résolution en contraste, qui
empêche de distinguer deux zones ayant des niveaux d’impédance
acoustique très proches, et peut faire méconnaître par exemple une zone
d’hyperplasie nodulaire focale même très volumineuse, au sein du
parenchyme hépatique. L’amélioration de la qualité des transducteurs
limite ce type d’effet.
Artefacts de propagation
Les échos retardataires correspondent à des échos qui parviennent à la
sonde après un trajet complexe, qui modifie l’appréciation de leur
topographie réelle. Cela concerne les échos de répétition que l’on peut
observer en arrière de la paroi antérieure de la vésicule (fig 24), interface
superficielle très réfléchissante, ce qui induit plusieurs aller et retour des
échos avant leur atténuation, et les échos de réverbération dont le
mécanisme est très proche. Les échos peuvent être piégés dans des
structures limitées par des interfaces à forte différence d’impédance
acoustique, comme par exemple les alvéoles pulmonaires en arrière du
diaphragme. Les multiples réflexions sur les petites cloisons alvéolaires
génèrent d’intenses échos retardataires, donnant lieu à des images dites
en « queue de comète ». Les images en miroir sont également dues à des
échos retardataires et s’observent en arrière d’interfaces concaves très
réfléchissantes. Les petits angiomes hépatiques proches du diaphragme
peuvent ainsi, soit apparaître dupliqués, soit présenter un renforcement
page 12
25 Cône d’ombre en arrière d’une lithiase au sein d’une vésicule rétractée sur
l’élément lithiasique, d’où une absence de délimitation claire de ses parois.
postérieur des échos, si le faisceau d’ultrasons n’a pas une incidence
strictement orthogonale au diaphragme. De même, il est fréquent
d’observer sous la ligne de réflexion hyperéchogène de la clavicule une
image en miroir de l’artère sous-clavière, aussi bien en mode B qu’en
doppler couleur.
Les artefacts liés aux lobes latéraux s’observent lorsqu’un faisceau
latéral aborde de façon perpendiculaire une interface linéaire oblique,
telle qu’une aiguille à ponction. La réflexion induite peut être prise en
compte sur la ligne de tir principal, en amont de l’interface réelle. Cela
crée une fausse image de dédoublement ou de trajets multiples de
l’aiguille de ponction.
Artefacts par atténuation du faisceau
Il s’agit des images de cône d’ombre que l’on peut observer en arrière
d’interfaces telles que les lithiases (fig 25) ou des structures osseuses
corticales qui induisent une réflexion totale du faisceau et constituent
donc un obstacle à sa propagation.
Par ailleurs, la traversée de certaines structures fibreuses ou graisseuses
peut s’accompagner d’une atténuation du faisceau par absorption.
L’exemple type en est la stéatose hépatique, où l’absorption progressive
du faisceau gêne l’analyse des segments postérieurs. Elle peut être
compensée jusqu’à un certain point par l’augmentation du gain en
profondeur. Une atténuation postérieure est également observée en
arrière des carcinomes mammaires ; elle constitue alors un argument
séméiologique en faveur de la nature maligne d’une masse solide du
sein.
Autres artefacts
Artefacts de focalisation
La juxtaposition de plusieurs niveaux de focalisation peut générer des
artefacts en bandes qui correspondent aux différents segments
d’acquisition de l’image présentée sur le montage final. Ces artefacts
sont peu visibles avec les appareils actuels.
Radiodiagnostic
PHYSIQUE DES ULTRASONS
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Artefacts dus à des vitesses de propagation ultrasonore différentes
Post-traitements
La vitesse de propagation des ultrasons n’est pas uniforme, même si les
valeurs dans les tissus biologiques sont très voisines (cf supra). Une
vitesse plus élevée comme par exemple au sein des lithiases induit une
déformation, faisant apparaître aplatis les calculs sphériques.
Ils peuvent être réalisés une fois l’acquisition terminée, à partir de la
mémoire numérique. Les différentes courbes de niveaux de gris
permettent de renforcer ou d’atténuer le contraste à l’écran. Un zoom de
lecture permet d’agrandir l’image, une fois l’écran gelé.
Bruit de rétrodiffusion ou speckle
Il s’agit des échos générés par les phénomènes de diffusion et par les
interférences entre diffuseurs. Leur caractère aléatoire et leur faible
intensité font que leur restitution est très dépendante des procédés de
traitement du signal et de la gestion du bruit électronique.
Réglages en mode B
L’optimisation de l’image passe par l’adaptation d’un certain nombre
de paramètres. Ces différents éléments sont : le choix du type de sonde,
l’ajustement du gain et de la profondeur de champ, le nombre et la
position des zones focales, l’adaptation de la gamme dynamique. Les
éléments de post-traitement sont modifiables à partir des données mises
en mémoire, même après gel de l’image.
Choix de la sonde
Le choix du type de sonde peut dépendre de sa géométrie : une sonde
convexe n’est pas appropriée pour l’étude d’organes superficiels tels que
la thyroïde ou le sein pour lesquels on préfère des sondes linéaires, qui
ont un meilleur contact cutané. Les sondes phased array qui ont une
faible empreinte cutanée et permettent un balayage sectoriel large sont
adaptées aux explorations intercostales.
Le choix dépend également de la fréquence de la sonde, les basses
fréquences sont nécessaires pour l’exploration abdominale, optimale
entre 2 et 5 MHz. Les fréquences élevées, autour de 10 MHz, sont
requises pour les explorations superficielles.
Gain (global et courbe TGC)
Le gain général est réglé subjectivement de telle sorte que les liquides
apparaissent anéchogènes et les structures hyperéchogènes comme la
graisse sous-cutanée ne soient pas trop brillantes (flash). Les appareils
actuels compensent bien l’atténuation en fonction de la profondeur ; il
n’est nécessaire de modifier manuellement la courbe TGC qu’en cas
d’atténuation pathologique ou chez le sujet pléthorique.
Nouveaux développements
Imagerie d’harmonique tissulaire
L’imagerie d’harmonique tissulaire est une application récente en
échographie. Elle a pour intérêt d’améliorer l’imagerie notamment dans
les conditions d’examen difficile (patient obèse) en permettant une
meilleure élimination du bruit qui est presque exclusivement constitué
de fréquences fondamentales, c’est-à-dire de fréquences égales à la
fréquence d’émission. Les échos harmoniques sont des échos dont la
fréquence est un multiple de la fréquence fondamentale émise. Leur
intensité est faible par rapport au signal fondamental. L’utilisation des
produits de contraste, qui augmentent de façon importante le potentiel
réflexogène, a permis de détecter la présence de ces échos harmoniques,
coexistant avec le signal fondamental.
Le signal harmonique est généré par une déformation de l’onde
ultrasonore qui survient au fur et à mesure de la traversée des tissus. Les
zones de haute pression se propagent plus vite que les zones de
dépression, car la célérité des ultrasons est plus élevée dans les portions
comprimées des tissus, ce qui finit par déformer la sinusoïde émise.
Les premiers centimètres traversés ne génèrent pas ou peu
d’harmoniques, car l’onde ultrasonore n’y subit pas de déformation
significative, mais ils sont en revanche à l’origine d’une part importante
du bruit sur l’image. En filtrant le signal ou en utilisant des techniques
d’inversion de pulse, on peut extraire le signal harmonique et supprimer
ainsi une partie du bruit, essentiellement composé de fréquences
fondamentales.
L’imagerie d’harmonique consiste à émettre à une fréquence donnée et
à réceptionner les échos dont la fréquence est un multiple de la fréquence
émise. Le plus souvent, on sélectionne les échos dont la fréquence est le
double de la fréquence d’émission d’où le terme d’imagerie de deuxième
harmonique.
Profondeur de champ
Imagerie tridimensionnelle
La profondeur de champ est un paramètre important, qui affecte la
cadence image et la taille à l’écran des structures balayées. Elle doit être
limitée à la profondeur utile, incluant sans les dépasser les éléments que
l’on souhaite analyser. Pour étudier la vésicule biliaire, souvent
superficielle, la profondeur de champ peut se limiter à sa paroi
postérieure. Une profondeur de champ supérieure fait apparaître plus
petite à l’écran la structure d’intérêt et diminue la cadence image
inutilement.
L’image en 3D nécessite la réalisation de coupes dans les trois plans.
Pour réaliser ce type d’acquisition, plusieurs types de techniques
peuvent être mis en œuvre : on peut utiliser une sonde conventionnelle
équipée d’un système de repérage dans l’espace (acquisition libre) ou
utiliser des sondes spécifiques volumiques qui réalisent une acquisition
mécanisée. La dernière méthode consiste à utiliser des sondes
électroniques matricielles, possédant plusieurs rangées d’éléments
piézoélectriques.
Zones focales (nombre, position)
Acquisition libre
Le nombre et la position des zones focales peuvent être choisis avec les
sondes électroniques. La ou les zone(s) focale(s) doivent être
positionnée(s) au niveau de la zone d’intérêt, pour améliorer localement
la résolution latérale. Leur nombre affecte la cadence d’images puisque
l’image finale correspondant à la juxtaposition de chacune des images
élémentaires nécessite de répéter l’acquisition autant de fois qu’il y a de
niveaux de focalisation différents souhaités par l’opérateur.
Gamme dynamique
Le choix de l’étendue de la gamme dynamique réalise l’équivalent d’un
seuillage et doit être adapté au type d’exploration réalisée. Pour les
examens vasculaires, choisir une gamme dynamique « basse », de
l’ordre de 40 dB, permet de supprimer les échos de faible intensité
présents dans les lumières vasculaires.
Puissance à l’émission
La puissance à l’émission doit être diminuée pour les examens
transorbitaires de façon à minimiser les risques pour les tissus oculaires
fragiles. À l’inverse, pour les examens transcrâniens, il faut utiliser une
puissance élevée pour avoir une pénétration transosseuse suffisante.
Avec cette technique, l’opérateur conduit l’examen librement et un
système de capteur renseigne à tout instant sur les coordonnées et
l’orientation de la sonde. Le type de capteur utilisé est variable ; il peut
s’agir de capteur à ultrasons, à infrarouges ou à champ
électromagnétique.
Il est également possible de procéder sans sytème de capteur, si
l’appareil est doté d’un système logiciel de reconnaissance de la
continuité des images. Le balayage du champ s’effectue librement et les
images sont recalées les unes par rapport aux autres, ce qui permet de
reconstituer la totalité du volume balayé. Il est alors possible de réaliser
des reconstructions multiplanaires ou d’additionner des images dans un
même plan pour obtenir une vue panoramique, semblable à celles que
l’on obtenait avec les anciens équipements à balayage manuel du champ
(fig 26, 27).
Acquisition mécanisée
L’acquisition est faite à l’aide de sondes équipées d’un système motorisé
qui réalise un balayage régulier de l’espace, qui peut être linéaire,
angulaire ou rotatoire. Ces sondes sont souvent volumineuses.
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35-000-C-10
PHYSIQUE DES ULTRASONS
26 Acquisition volumique d’une bifurcation carotidienne, avec reformatage sagittal
dans l’axe de division entre carotide interne et carotide externe (cadran inférieur droit)
et rendu volumique (cadran supérieur droit). Il s’agit d’une technique de recalage
d’images, après balayage transversal.
Radiodiagnostic
27 La technique de recalage d’images permet d’obtenir une vue panoramique
transversale des deux lobes et de l’isthme de la thyroïde.
Sondes matricielles
•
Ces sondes, toujours en cours de développement, comportent plusieurs
alignements de transducteurs. Ceci permet l’acquisition de plusieurs
tranches simultanées, donc d’un volume. Outre la réalisation d’images
3D, ces sondes permettent une focalisation dans l’épaisseur du plan de
coupe. Une fois l’acquisition terminée, une reconstruction peut être
réalisée, après redistribution des pixels des images 2D dans des éléments
de volume ou voxels. Une opération de segmentation (délimitation des
zones anatomiquement distinctes à reconstruire) précède l’étape de
reconstruction. On peut ensuite, à partir du volume acquis, réaliser une
visualisation multiplanaire, bidimensionnelle selon n’importe quel plan
de coupe ou opter pour des rendus volumiques, surfaciques, par
transparence ou couleur.
•
•
L’imagerie échographique a connu ces dernières années
d’importantes évolutions parmi lesquelles le développement des
sondes électroniques et l’avènement de la technologie
numérique. Les progrès de l’informatique ont tout
particulièrement profité à cette technique d’imagerie.
L’augmentation des capacités de calculs permet non seulement
d’améliorer la résolution temporelle, déjà élevée puisque
l’imagerie est acquise en « temps réel », mais également de
gagner en résolution spatiale en multipliant les échantillonnages
sans pénalisation notable de la cadence image.
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