Physique des ultrasons

Physique des ultrasons
MP Revel Résumé. – 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).
© 1999, Elsevier, Paris.
Marie-Pierre Revel : Praticien hospitalier, hôpital Laennec, service de radiologie, 42,
rue de Sèvres, 75340 Paris cedex 7, France.
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.
Physique des ultrasons
Définition et nature des ultrasons
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
35-000-C-10
ENCYCLOPÉDIE MÉDICO-CHIRURGICALE 35-000-C-10
© Elsevier, Paris

propagation nécessite donc un support matériel déformable,
contrairementàcelledesrayonsXquipeuts’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,
dontcertainessont liées entreelles,tellesquela fréquence, lapériode,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).
Letermed’ultrasonsvientde ce que lafréquencedesondesultrasonores
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/cm
2
).L’intensitén’estpasuniformeauseindufaisceau,du fait
desagéométriecaractériséepar un élargissementprogressif ;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
(spatialpeak,SP) oumoyennée(spatialaverage, SA) etdupointde 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
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=10log
10
I/Io.
Une atténuation de -20 dB correspond à un son 100 fois moins intense
qu’initialement.
Si 10 log
10
I/Io = -20, log
10
I/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
1Propagation de l’onde ultrasonore.
Compression puis raréfaction des particules du milieu traversé, se transmettant de
proche en proche.
τ
λ
A
V
ariables acoustiques
(densité / pression)
Temps
2Caractéristiques de
l’onde ultrasonore.
Évolution des variables
acoustiques en fonction
du temps.
τ: période ; λ: longueur
d’onde ;A : amplitude.
Tableau I. – Définition des différents types d’intensité.
Intensité Au niveau du point focal
(
spatial peak, SP)
Sur l’ensemble
du faisceau
( spatial average, SA)
lors du pulse ( pulse ave-
rage,
PA) I
SPPA
I
SAPA
moyennée temporelle-
ment (
temporal average,
TA)
I
SPTA
I
SATA
PHYSIQUE DES ULTRASONS Radiodiagnostic35-000-C-10
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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, certainslui permettentdese propager facilement,d’autreslui
opposentunerésistance. La résistanceà l’ondede pressioncorrespond à
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 qet de c, la célérité des ultrasons
dans le milieu. Z = ρ x c
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.
Réflexion et transmission
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’influencepasl’importancede la réflexion,c’est ladifférenceen 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
de3‰(R=[1,65-1,5/1,65+ 1,5]2 =3 ‰).Laquasi-totalitédu faisceau
est transmise. C’est vers ce résultat que l’on tend en utilisant des
revêtementsquiminimisentlesdifférences d’impédance entrelecapteur
etlapeaudusujetexaminé.Ces«adaptateursd’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 = [7,8-
1,5/7,8+1,5]
2
ª0,5),cequilimitelapropagation du faisceau ultrasonore
et explique le phénomène de cône d’ombre observé en arrière des
calcifications.
A
∆
Fo F
F
A
Fo F
F
∆
3Largeur de bande passante.
A. Un
pulse bref produit des fréquences dispersées de part et d’autre de la
fréquence de résonance F
0
.
B. Un
pulse plus long produit un spectre plus étroit.
A
B
Tableau II. – Valeurs d’impédance des principaux tissus.
Milieu Impédance acoustique
Air 440
Graisse 1,4 ×10
6
Eau 1,5 ×10
6
Rein 1,75 ×10
6
Os cortical 7,8 ×10
6
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–Une des deux impédances est très faible. Le faisceau est presque
totalementréfléchi.C’est lecas desinterfacesair-tissusqui donnentlieu
à une réflexion quasi totale (R = [1,5 x 10
6
- 400/ 1,5 x 10
6
+ 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.
Réfraction
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
rapportà l’axe dufaisceauincident. L’anglederéfraction Φ2 dépendde
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
Diffusion
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
paroisvasculairesirrégulièressontégalementàl’originedephénomènes
dediffusion.Aulieu 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’importantesinterférencesentreelles, 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
généralementdefaibleintensitécomparativementauxéchosgénéréspar
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
Unepartiedel’énergiemécanique de l’ondeacoustique 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)
quipermettent d’augmenter l’amplitudedel’écho suivant laprofondeur
dontilestissu(fig 6),cetteprofondeurétantmesuréeparletempsécoulé
entre émission et réception.
Énergie délivrée et effets biologiques induits
Les effets biologiques d’une onde ultrasonore peuvent être de deux
ordres :mécaniquesd’unepart,thermiquesd’autrepart.Ils’agitd’effets
potentiels ou uniquement observés chez l’animal dans des conditions
Z1 Z2
IT
R
I
T
R
Φ1
Φ2
IT
R
I
4Devenir des ultrasons.
A. Incidence normale.
B. Incidence oblique.
C. Interface de grande taille.
D. Cible ponctuelle.
A, C : réflexion ; B : réfraction ; D : diffusion.
A
B
C
D
5La fraction diffusée donne l’échostructure granitée du parenchyme hépatique.
L’imagehyperéchogènedudiaphragme(flèche)estgénéréeparréflexionspéculaire,
demêmequelavisualisationdelaparoidesveinessus-hépatiquesmieuxanalysées
sur les portions orientées à 90° par rapport à l’axe du faisceau (flèches).
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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.
– Lacavitationstablecorrespondà une oscillation dela paroi desbulles
crééeslorsdupassagedel’ondeultrasonore.Ellepeutinduiredesmicro-
courants de fluide ou des phénomènes de lyse cellulaire.
– Lacavitation transitoireou inertiellesurvient lorsque l’oscillationest
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)aétédéfinipour évaluer le risquede cavitation ets’afficheà 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.
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
structuresosseuses,ont étédéfinis etcalculéssurdes modèles invitro.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
biologiques des ultrasons. Les index thermiques doivent être inférieurs
à2,l’index mécaniqueinférieur à0,3dansles tissus contenantdescorps
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’élémentactif,desondes ultrasonores réfléchies. L’électrodedistale est
recouverte d’un revêtement dont l’impédance doit être la plus proche
possiblede celledes tissus biologiquespour permettreunetransmission
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.
6Coupe transversale de l’utérus réalisée par voie endovaginale, avec trois ni-
veauxdefocalisationsuccessifsmatérialisésparlesmarqueurstriangulairesàdroite
del’imageendedansdelacourbeTGC.Au-delàdudernierniveaudefocalisation,on
noteunedégradationdelarésolutionlatérale,avecdeséchosnonpunctiformesmais
étalés transversalement.
Tableau III. – NormesproposéesparlaFoodandDrugAdministration(FDA).
Paramètres de contrôle des effets biologiques des ultrasons
Type d’examen Intensité ultrasonore (I
SPTA
)
Doppler pulsé fœtal 100 mW/cm
2
Doppler pulsé périphérique 450 mW/cm
2
Doppler continu 720 mW/cm
2
Doppler transcrânien 800 mW/cm
2
Doppler transorbitaire ou transfontanellaire 80 mW/cm
2
Doppler abdominal pas de norme définie
Mode B abdominal 50 mW/cm
2
Mode B transvaginal 30 mW/cm
2
*I
SPTA (
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.
1
2
3
4
5
6
7Composition d’un transducteur.
1. Câble ; 2. boîtier ; 3. bloc amortisseur ; 4. électrodes ; 5. éléments piézoélectri-
ques ; 6. lame quart d’onde.
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