BIOPHYSIQUE des ULTRASONS et ECHOGRAPHIE …ghanen.free.fr/cours/ultrasons_echographie_2007.pdf · Lorsqu'un ultrason rencontre perpendiculairement une interface séparant deux milieux

ENSPS (ISPV) Ultrasons et Echographie. (Professeur Constantinesco) -----------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------

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BIOPHYSIQUE des ULTRASONS et ECHOGRAPHIE

ENSPS

ISPV

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Professeur André Constantinesco

Service de Biophysique & Médecine Nucléaire

CHU Hautepierre Strasbourg

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CHAPITRE I : Eléments de physique acoustique

1) Les ondes ultrasonores

a) Types d'ondes et modes de propagation

Dans les tissus biologiques mous qui contiennent beaucoup d'eau, l'energie ultrasonore se

propage essentiellement au moyen d'ondes longitudinales (vibrations parallèles à la direction de

propagation), alors que les tissus solides moins riches en eau comme l'os transmettent surtout des

ondes transversales (vibrations perpendiculaires à la direction de propagation). L'échographie étant

fondée surtout sur la propagation et la réflexion des ondes ultrasonores dans les tissus mous de

l'organisme, nous nous intéresserons, dans la suite, uniquement aux ondes longitudinales.

Les ondes ultrasonore longitudinales sont produites par l'alternance de dilatations et de

compressions successives des particules d'un milieu matériel (comme illustré ci dessous) dans la

direction de propagation. Les ondes ultrasonores sont des ondes mécaniques qui nécéssitent un

milieu matériel pour se propager, contrairement aux ondes éléctromagnétiques (lumière, rayonsX,

etc..) capables de se déplacer dans le vide. Par conséquent les propriétés mécaniques des milieux

propageant les ultrasons vont conditionner les caractéristiques physiques de l'onde proprement dite.

L'onde ultrasonore est caractérisée par sa vitesse de propagation V (ou célérité) et par sa longueur

d'onde (que l'on note ).

compression dilatation compression

pression max

pression min

mouvement oscillatoire des molécules

direction de propagation de l'énergie

direction de propagation de l'onde

molécules

Exemple d'onde ultrasonore longitudinale (en haut mise en évidence des zones de

compression et de dilatation, en bas représentation du mouvement moléculaire oscillatoire local)


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b) La vitesse de propagation de l'onde ultrasonore

La vitesse de propagation V de l'onde dépend étroitement de la nature plus ou moins

élastiquedu milieu, caractérisée par l'élasticité E (que l'on appelle aussi module d'élasticité) et de la

densité du milieu traversé. En effet, chaque particule rencontrée par l'onde se comporte comme un

oscillateur microscopique et se met en vibration; cette vibration se transmet de proche en proche

aux autres particules du milieu. L'amplitude de vibration du mouvement oscillatoire local des

particules dépend alors évidemment des qualités élastiques et de la densité du milieu (comme

l'oscillation d'une masse suspendue à un ressort élastique). Il faut cependant bien saisir que c'est

l'énergie de ce mouvement oscillatoire qui se transmet de proche en proche mais qu'il n'y a pas de

déplacement de matière dans le sens de la propagation de l'onde. Pour illustrer ceci on peut penser à

l'effet produit par le jet d'une pierre dans de l'eau au repos. Les ondes produites se propagent bien,

en vagues successives, à partir du point source mais on remarque qu'un bouchon placé à la surface

de l'eau oscille sur place. L'équation qui relie la célérité, la densité et l'élasticité s'écrit:

V = E/

Le tableau ci dessous donne plusieurs valeurs de la célérité des ondes ultrasonores dans les

tissus biologiques:

TISSU CELERITE en m/s

-------------------------------------------------------------------------

air 343

poumon 650-1160

graisse 1410-1470

eau (20°C-37°C) 1482-1523

liquide amniotique 1510

cerveau 1520-1541

muscle 1545-1631

rate 1555-1580

rein 1562

sang 1570

os 2100-4080

c) La longueur d'onde et la période T

La longueur d'onde l correspond à la distance séparant deux points du milieu dans le même

état vibratoire, elle traduit la périodicité dans l'espace de l'onde ultrasonore en supposant que la

source (ou origine) de l'onde est périodique dans le temps, et caractérisée alors par sa période T. Il

existe bien sur une expression qui relie ces trois grandeurs: l = V x T. Pour simplifier on a coutume

de choisir un mouvement sinusoïdal (ou mouvement vibratoire harmonique simple) comme source,

ou origine, de l'onde. Dans ce cas l'équation du mouvement local des particules s'écrit : y =

ao.sin( .t), où y représente l'élongation, ao l'amplitude maximale de l'élongation, la pulsation et

t le temps.

d) La fréquence de l'onde

La fréquence de l'onde, (mesurée en Hertz: symbole Hz), est le nombre d'oscillations par

secondes, elle correspond à l'inverse de la période T, ( = 1/T). Enfin la fréquence de l'onde est

directement reliée à sa pulsation par la relation : = 2 . .

Les fréquences sont un moyen simple de classement des ondes sonores en général.

Les infrasons: fréquences en dessous de la gamme audible (0 à 20 Hz)

Les sons audibles: de 20 Hz à 20 kHz (1 kHz = 1000 Hz)

Les ultrasons: de 20 kHz à 1 GHz (1GHz = 1000 millions de Hz)

Les hypersons: fréquences supérieures à 1 GHz


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Les ultrasons utilisés en échographie ont une fréquence variant de 1 à 10 MHz, (1 MHz = 1000

kHz)

Quelques valeurs de longueurs d'onde sont données ci dessous pour différentes fréquences:

2 MHz, = 0,77 mm

5 MHz, = 0,31 mm

10 MHZ, = 0,15 mm

La résolution est la plus petite distance séparable par un instrument. Lorsque l'on emploie les

ultrasons la résolution intrinsèque (c'est à dire la longueur d'onde elle même), est meilleure pour les

fréquences élévées, mais il existe alors une plus grande atténuation des ultrasons dans le milieu

entrainent un pouvoir de pénétration plus faible. Par ailleurs, pour une fréquence donnée, la longeur

d'onde correspondante constitue la limite théorique de la résolution. Les échographes n'étant pas

parfaits la résolution effective sera plus faible que cette limite.

e) L'impédance acoustique Z

L'impédance acoustique (ou caractéristique) Z d'un milieu est le produit de sa densité par la

célérité de l'onde ultrasonore: Z = x V ,elle s'exprime en kg/m /sec. L'impédance représente la

résistance d'un milieu à la pénétration de l'onde ultrasonore. Elle est plus élevée pour les solides

comme le tissu osseux et plus faible pour les liquides et les gaz. Quelques valeurs de Z sont

données ci dessous:

MILIEU IMPEDANCE Z (10E6 kg/m /sec)

air 0,0004

eau à 20°c 1,48

sang 1,61

rein/rate 1,62

foie 1,63 - 1,67

muscle 1,67 - 1,76

os 3,65 - 7,09

2) Les intéractions des ondes ultrasonores avec la matière

a) Devenir des ultrasons à l'interface acoustique entre deux milieux

Lorsqu'une onde ultrasonore rencontre une interface séparant deux milieux d'impédances

acoustiques différentes elle peut être partiellement transmise, réfléchie, réfractée ou diffusée. Ces

phénomènes se partagent en plusieurs combinaisons en fonction d'une série de facteurs:

- La différence des impédances acoustiques des deux milieux

- L'orientation (ou angle d'incidence) des ultrasons par rapport au plan de l'interface

- La nature de la surface de l'interface : lisse ou rugueuse

- La distance entre la source des ultrasons et l'interface

- La fréquence des ultrasons

b) Transmission et réflexion

Lorsqu'un ultrason rencontre perpendiculairement une interface séparant deux milieux

d'impédances acoustiques différentes Z1 et Z2, une partie de l'énergie ultrasonore est réfléchie. La

fraction de l'énergie réfléchie, c'est à dire l'amplitude de l'écho, augmente en fonction de la

différence (Z2 - Z1) des impédances. Cependant si Z1 = Z2, iln'y a pas d'onde réfléchie et par


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conséquent pas d'écho. Le coefficient de réflexion R qui donne le rapport des amplitudes de l'onde

incidente et de l'onde réfléchie est donné par la relation: R = (Z2 - Z1)/(Z2 + Z1).

onde incidente

onde transmise

onde réfléchie

Z1

Z2

Exemple d'ondes incidente, réfléchie et transmise

perpendiculaires à l'interface acoustique Z1 - Z2

Envisageons quelques conséquences pratiques:

Pour le foie et le rein, par exemple, les impédances sont très proches l'une de l'autre, par

conséquent l'amplitude de l'écho réfléchi à cet interface est de l'ordre de 6% de l'énergie incidente,

et si l'écho doit retraverser le foie, son amplitude diminuera encore jusqu'à la sonde contribuant

ainsi à un faible signal. Par contre 50% de l'énergie est réfléchie à l'interface poumon - autre tissu

mou et 40% à l'interface entre l'os et les tissus mous donnant lieu à des échos de grande amplitude.

Enfin à l'interface air - tissus biologiques, environ 99% de l'énergie est réfléchie. Ceci explique la

nécéssité d'un couplage ultrasonore (on utilise un gel dont l'impédance est aussi proche que possible

de celle des tissus mous) entre la sonde et la peau afin que les ultrasons puissent pénétrer dans les

tissus.

c) Réflexion et réfraction

Lorsque l'onde ultrasonore fait un angle d'incidence avec la perpendiculaire à l'interface entre

deux milieux d'impédances Z1 et Z2, ce sont des lois analogues à celles de l'optique (lois de

Descartes) qui sont vérifiées. On observera, dans le milieu Z1, une onde réfléchie dont l'angle de

reflexion est identique à l'angle d'incidence ainsi qu'une onde refractée qui sera propagée (ou

transmise) dans le milieu d'impédance Z2. L'angle de réfraction, que fait l'onde réfractée avec la

verticale, dépend de l'impédance Z2 (c'est à dire de la célérité V2). Si V2>V1 alors l'angle de

réfraction est supérieur à l'angle d'incidence et réciproquement si V2<V1. Si V2>>V1 l'angle de

réfraction peut atteindre 90° (angle critique) et toute l'énergie est perdue, dans ce cas la visualisation

échographique de certaines structures est impossible. Dans certains cas l'interface entre deux

structures est courbe et l'on observe soit une focalisation (convergence de deux faisceaux) soit une

divergence.


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Z1 Z1 Z1

Z2 Z2 Z2

V1 < V2 V1 > V2 V1 << V2

angle critique

onde réfractée onde réfractée

onde réfractée

onde incidente onde incidente

onde incidente

Exemples d'angles de réfraction en fonction des impédances (donc des célérités)

Z1 Z1

Z2 Z2

ondes incidentes ondes incidentes

ondes réfléchies ondes réfléchies

Z1 > Z2 Z1 < Z2

ondes réfractées

ondes réfractées

Exemples de convergence (Z1>Z2) et de divergence (Z1<Z2) des ondes réfractées dans le

cas d'une interface courbe, représentée ici par le cercle Z2.

d) La diffusion

Lors de la traversée d'un organe le faisceau ultrasonore subira de multiples réflexions dans

plusieurs directions plus ou moins aléatoires. Ce phénomène s' appelle la diffusion.Les

caractéristiques de la diffusion dépendent de la dimension "d" des structures internes des tissus

biologiques par rapport à la longueur d'onde (lambda) de l'onde ultrasonore.


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d << lambda d = lambda d >> lambda

diffusion omnidirectionnelle diffusion avant-arrière diffusion directionnelle arrière

direction des ultra sons

Exemples de diagrammes de diffusion en fonction de la dimension "d" des structures internes

des organes devant la longueur d'onde (lambda).

La position de la sonde n'a que peu d'influence sur le rayonnement ultrasonore

diffusé dans les cas où les dimensions des structures sont inférieures ou égales à la longueur d'onde,

car le diffusé est relativement pluridirectionnel. Par contre si les structures internes rencontrées sont

de grandes dimensions devant la longueur d'onde, elles entraîneront un rayonnement diffusé très

directionnel qui surchargera l'écho. Par conséquent pour observer la structure échographique interne

d'un organe il n'y a pas de précaution particulières à prendre avec l'orientation de la sonde, mais si

l'on souhaite suivre le "contour" d'un organe il faudra orienter la sonde perpendiculairement à cette

surface. Plus la fréquence augmente (c'est à dire plus la longueur d'onde diminue), plus le

rayonnement diffusé augmente ce qui est particulièrement net lorsque l'on observe des petites

structures comme les globules rouges. Cependant comme chaque organe possède sa propre

architecture interne, le rayonnement diffusé émis est caractéristique de cette structure, ce qui permet

la différenciation de deux organes adjacents.

3) Absorption et atténuation des ondes ultrasonores dans la matière

L'absorption des ondes ultrasonores dans la matière est un processus complexe que l'on peut

définir comme une conversion de l'énergie acoustique en chaleur. Le processus de dégradation de

l'énergie ultrasonore le mieux connu est celui des frottements visqueux des couches de fluides,

traversées par l'onde, capables de dégager de la chaleur.

L'atténuation est la réduction progressive de l'énergie ultrasonore en fonction de la distance

parcourue dans la matière, ce qui correspond à la diminution de l'amplitude des échos en particulier

ceux qui proviennent des structures les plus profondes dans les tissus vivants. Il existe deux

mécanismes responsables de l'atténuation:

i) l'énergie est réduite par une "réorientation" des ondes par reflexion, réfraction et diffusion

ii) l'énergie est réduite par absorption (conversion en chaleur)

En échographie on mesure effectivement la réduction d'amplitude (ou d'intensité) de l'onde

ultrasonore comme conséquence de l'atténuation. L'intensité I de l'onde est donnée par la formule

suivante: I = P / V; où P représente l'amplitude de la pression acoustique (voir plus haut ce que

l'on a défini pour l'onde en termes de compression et dilatation). L'intensité I ne doit pas être

confondue avec la puissance acoustique. L'intensité de l'onde est exprimée en milliwatts/cm

(mW/cm ), alors que la puissance acoustique est exprimée en watts (W) et correspond à une énergie

par unité de temps (ici la seconde).


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REMARQUE: Afin d'éviter les risques d'altérations des tissus biologiques, l'intensité

ultrasonore appliquée ne doit pas dépasser 100 mW/cm . La gamme des valeurs usuelles d'intensité

utilisées en échographie est comprise entre 10 W/cm et 10mW/cm .

L'atténuation du faisceau ultrasonore dans la matière est exponentielle, cela veut dire que

l'intensité I diminue davantage dans les couches superficielles des tissus que dans les couches les

plus profondes. La loi générale de l'atténuation ultrasonore s'écrit: I(x) = I0exp(-2ax), avec I0

l'intensité incidente, a le coefficient d'atténuation et x la distance parcourue dans les tissus.

intensité (W/cm?)

distance (cm)

100

0 4

I(x) = I0exp(-2ax)

courbe d'atténuation exponentielle

L'atténuation dépend aussi de la fréquence de l'onde. Bien que cette loi de dépendance ne soit

pas simple on peut en première approximation considérer qu'elle est linéaire pour les tissus

biologiques mous. Dans ce cas l'atténuation sera en moyenne: 0,9 dB/cm/MHz, (dB : décibel). En

fait elle varie de 0,3 à 1,5 dB/cm/MHz. On retiendra aussi que les structures osseuses ont une

atténuation plus élevée qui peut atteindre 10 dB/cm/MHz.

eautissus mous

os

0 1 2 3 4 5 MHz 0,1 1 10 100 MHz

dB/cm/MHz dB/cm/MHz

30

60

1

10

Exemples de variations de l'atténuation exprimée en dB par cm et par MHz pour différents

tissus


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CHAPITRE II : Définition et propriétés des transducteurs ultrasonores

1) Définition

Le transducteur ultrasonore est un dispositif capable de transformer de l'énergie éléctrique en

énergie ultrasonore et réciproquement. Le mécanisme du fonctionnement d'une sonde à ultrasons est

basé sur l'effet physique que l'on appelle piézoéléctricité.

2) L'effet piézoéléctrique

Certains cristaux comme le quartz ou la tourmaline, développent naturellement des charges

éléctriques sur leurs faces lorsqu'elles sont soumises à une variation de pression mécanique. L'effet

est réciproque, c'est à dire que si l'on applique, par l'intermédiaire d'éléctrodes, une variation de

potentiel (donc de charges éléctriques) sur deux faces opposées d'un tel cristal, son épaisseur variera

dans un sens ou dans l'autre (augmentation ou diminution) suivant la polarité du potentiel appliqué.

A son tour cette variation d'épaisseur agira sur le milieu environnant (liquidien par exemple)

comme la vibration d'un piston. La fréquence de vibration du cristal sera pilotée par la fréquence de

la variation alternative de la différence de potentiel appliquée. Si cette fréquence est élevée (de

l'ordre du MHz) on pourra alors produire un ultrason. Réciproquement lorsque l'ultrason réfléchi

par un obstacle sera reçu par la sonde, la variation de pression acoustique subie par le cristal piézo

éléctrique sera transformée en variation alternative de potentiel éléctrique susceptible alors d'être

mesurée et enregistrée au niveau des éléctrodes (c'est ce que l'on appelle l'enregistrement de l'écho

ultrasonore).

zéro volts variation de potentiel circuit ouvert circuit fermé = pression

pressionpression pression pression

éléctrodescristal

(a) (b) (c) (d) L'effet piézoéléctrique: (a) le cristal est au repos et il n'y a pas de tension aux bornes des

éléctrodes; (b) on exerce une compression qui entraîne une différence de potentiel; (c) le cristal qui

n'est soumis à aucune différence de potentiel est au repos; (d) le cristal est soumis à une différence

de potentiel et développe une pression en se déformant

Un autre groupe de matériaux céramiques (les cristaux férroéléctriques) possèdent aussi des

propriétés piézoéléctriques. Parmi ceux çi le PZT ( un zirconate de titane) présente le meilleur

rendement éléctro-mécanique aux fréquences ultrasonores du domaine biomédical. Le PZT est par

ailleurs insensible à l'humidité et il peut être façonné suivant les types de sondes souhaitées.

Cependant, il ne peut être porté à plus de 300° C ce qui le rend inapte à une stérilisation par la

chaleur. Certains polymères comme le fluoride de polyvinylidène possèdent des propriétés


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piézoéléctriques mais leur rendement est inférieur à celui des céramiques. Par contre ces polymères

ont une impédance acoustique proche de celle des tissus vivants et ne nécéssiterait pas de couche

d'adaptation vis à vis de la peau.

3) Les modes de fonctionnement des transducteurs ultrasonores

Il existe deux modes de fonctionnement:

-en onde continue: dans ce cas la différence de potentiel alternative est appliquée en continu

pendant l'émission, mais cela implique alors un deuxième cristal fonctionnant en récéption. Les

deux éléments de la sonde sont montés, dans ce cas, dans le même boitier.

-en mode pulsé: La tension alternative est appliquée au cristal en impulsions de courtes

durées. Par conséquent le même cristal peut émettre et recevoir les échos pendant les intervalles

séparant les impulsions. Dans ce cas, plusieurs paramètres caractéristiques de l'émission sont

définis:

1) la durée de l'impulsion: de l'ordre de 1 s

2) la période de répétition des impulsions: elle correspond à la durée d'un cycle complet

(durée de l'impulsion + durée de l'intervalle), la période de répétition est de l'ordre de 1 ms

3) la fréquence de répétition: c'est l'inverse de la période de répétition, en moyenne 1KHz

(1000 cycles par seconde)

4) le facteur de cycle: c'est le rapport entre la durée de l'impulsion et la période de répétition:

en moyenne 0,001

impulsion temps

durée del'impulsion

période de répétition

REMARQUE: la puissance acoustique est proportionnelle à la durée pendant laquelle la

différence de potentiel alternative est appliquée au transducteur. Lorsque l'on considère le mode

d'émission pulsé, la puissance est proportionnelle à la durée de l'impulsion. Il est préférable de

parler de puissance moyenne, correspondant alors à la moyenne de la puissance émise sur une

période de répétition. On aura alors:

Puissance moyenne = (Puissance maximale) x (facteur de cycle)

Supposons, à titre d'exemple, que la puissance maximale émise par le transducteur soit 15 W

et que le facteur de cycle soit 0,0005, la puissance moyenne émise est alors 7,5 mW.


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4) Bande passante d'un transducteur ultrasonore

Comme tout autre élément mécanique, le transducteur possède de par ses caractéristiques

mécaniques (dimensions, densité, coéfficient d'élasticité) une fréquence de résonance propre

(penser ici à la résonance propre d'une corde de guitare par exemple). On constate cependant

expérimentalement que l'oscillation propre n'est en fait jamais unique, mais qu'il s'agit d'une famille

de fréquences centrée sur une fréquence appelée centrale, comme l'illustre la figure suivante. Cette

famille porte le nom de spectre de fréquences et sa bande passante caractérise la largeur de la

distribution des fréquences de résonance autour de la fréquence centrale.

fréquence

amplitude de vibration

fréquence centrale

50%

f1 f2 La bande passante du transducteur est égale à (f2 - f1)

La conversion de l'énergie éléctrique en énergie mécanique est maximale pour la fréquence

centrale

On comprend dès lors qu'il est nécéssaire d'utiliser une tension alternative dont la fréquence

coïncide avec la fréquence centrale du cristal piézoéléctrique pour que le rendement éléctro-

mécanique de la sonde soit optimal, la fréquence ultrasonore émise correspond alors à la fréquence

de la tension alternative d'alimentation.

Il a été démontré que l'épaisseur d'un élémént piezoéléctrique est égale à la moitié de la

longueur d'onde de sa fréquence centrale. Par conséquent les cristaux les plus épais ont une

fréquence plus basse que celle des cristaux plus fins. A titre d'exemple la fréquence centrale d' un

transducteur PZT de 1 mm d'épaisseur est de 2 MHz alors que le même cristal verra sa fréquence

monter à 4 MHz si son épaisseur devient 0,5 mm.

large bande bande moyenne bande étroite

rendement moyen haut rendement mauvais rendement

amplitude amplitude amplitude

fréquence fréquence fréquence

(a) (b) (c)

(a,b,c) représentent trois exemples de bandes passantes de sondes de qualités différentes


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5) L'anatomie des sondes ultrasonores

La sonde à un élément: les principaux éléments constitutifs d'une monosonde sont détaillés

sur la figure ci dessous. Un cylindre métallique contient à une extrémité le cristal piézo éléctrique

découpé en forme de disque, (dont l'épaisseur est de l'ordre de 1 mm), sur les faces duquel se

trouvent les éléctrodes (épaisseur 0,01 mm). A l'autre extrémité du cylindre on retrouve le cable

d'alimantation des éléctrodes (impulsion d'émission) et de retour du signal éléctrique correspondant

à l'écho enregistré. L'éléctrode qui se trouve sur la face avant de la sonde est à la masse afin d'éviter

tout risque éléctrique pour le patient. En arrière du cristal on dispose un matériau amortisseur

(résine epoxy au plomb) afin d'amortir au mieux les oscillations libres du cristal qui peuvent se

poursuivre quelques fractions de secondes après la fin de l'impulsion et qui empêchent alors l'écoute

de l'écho. Enfin pour adapter l'impédance acoustique de la sonde à celle du patient on recouvre la

face avant du cristal par une couche de matière plastique dont la forme, nous le verrons par la suite,

permet la focalisation du faisceau (lentille acoustique de focalisation).

cable coaxial

matériauamortisseur

cristalpiézoéléctrique

éléctrodes

boitier à la

masse

adaptation et focalisation

La sonde à multiéléments: "n" cristaux piézoéléctriques (n = 100 par exemple) de forme

rectangulaire sont accolés pour former une barette. Leur nombre est élévé, jusqu'à une centaine

d'éléments, mais le reste de la structure globale de ces sondes est analogue à la sonde monocristal

comme le montre la figure ci dessous.


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cristal 1 cristal "n"

vue de dessus

vue de côté

matériau amortisseur

adaptation d'impédance

multi cristaux

Il existe plusieurs sortes de combinaisons possibles de multiéléments, que nous verrons par la

suite à partir de cette description générale.

6) Les caractéristiques du champ du faisceau ultrasonore

Le champ du faisceau d'ultrasons émis par une sonde correspond à la distribution spatiale de

l'énergie ultrasonore émise dans la direction du tir ou direction de propagation des ultrasons. Les

champs ultrasonores sont directionnels, c'est à dire que l'énergie est concentrée dans une direction

perpendiculaire à la surface du cristal. Le champ ultrasonore est divisé en deux régions:

- le champ proche ou zone de Fresnel

- le champ lointain ou zone de Frauenhofer

Le champ proche est décrit par un faisceau étroit dont la section est celle de la sonde et dont

la longueur dépend à la fois des dimensions du cristal (diamètre D dans le cas d'un élément) et de la

longeur d'onde l des ultrasons émis. Le rôle de ce faisceau étroit est de permettre une bonne

résolution spatiale des structures echographiées. Par contre la zone de champ lointain, qui fait suite

au champ proche, correspond à un faisceau divergent qui n'est évidemment pas favorable à

l'imagerie échographique. Ces différentes notions sont illustrées sur la figure ci dessous.

champ proche champ lointain

sonde D? / 4

sin = 1,22 ( / D)

distance en longueurs d'ondes depuis la sonde50 100 200

1

intensité

relative

(a)

(b)

ultrasonore

D

Définitions des champs proche et lointain et de la variation de l'intensité ultrasonore


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L'angle de divergence du faisceau du champ lointain est . Si l'on prend à titre d'exemple une

monosonde de diamètre D = 1 cm, émettant dans l'eau des ultrasons de fréquence 2 MHz ( l = 0,77

mm), la longueur du champ proche est de 33 mm, et l'angle = 5,4°, (voir formules figure ci dessus

(a)). On observe aussi (b), que la distribution spatiale de l'énergie ultrasonore n'est pas uniforme

tout le long du champ proche. Plus on s'éloigne de la sonde, plus l'intensité sera uniforme

correspondant à une meilleure qualité de résolution. Par conséquent la meilleure zone de champ

utile pour l'échographie est la fin de la zone de champ proche (zone de Fresnel), mais la localisation

en profondeur de cette région est étroitement liée aux caractéristiques de la sonde (dimensions et

fréquence des ultrasons).

7) La résolution spatiale

On distingue la résolution spatiale en profondeur et la résolution spatiale latérale.Nous

prendrons comme exemple celui d' une monosonde équipée d'un cristal piézoéléctrique de section

circulaire.

- la résolution spatiale en profondeur (importance de l'amortissement) : elle correspond à la

plus petite distance séparable dans l'axe du tir ultrasonore. Le diagramme suivant montre comment

à l'aide de la figure des échos réfléchis par deux petits objets (deux fils métalliques dans l'eau) on

peut séparer les images ultrasonores des deux objets.

sonde

eau

filsmétalliques

écho 1 écho 2

résolution médiocre

bonne résolution

1

2(1 & 2)

écho d'une sonde mal amortie écho d'une sonde bien amortie

absence de résolution

Une sonde mal amortie (vibrations parasites du cristal, échos parasites du boitier) n'est pas

adaptée à une bonne résolution en profondeur, car l'écho du fil 2 arriverai pendant l'écoute des

échos parasites déclenchés dans la sonde par l'écho du fil 1. La résolution axiale est influencée par

deux paramètres, la longueur d'onde des ultrasons et la durée de l'impulsion ultrasonore. La

longueur d'onde constitue la limite absolue (dans le domaine biomédical elle est comprise entre 0,5


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et 1,5 mm), on remarque que la résolution est meilleure pour les hautes fréquences (plus courte

longueur d'onde) mais l'atténuation est malheureusement aussi plus importante dans ce cas.

- la résolution spatiale latérale (importance de la forme du faisceau):C'est la capacité de

séparer ou distinguer deux objets dans un plan perpendiculaire à la direction du tir ultrasonore. La

figure suivante illustre la résolution latérale.

faisceau largemauvaise résolution

faisceau étroitbonne résolution

largeur du faisceau

eau

fils 1&2

sonde déplacée latéralement

échos 1 & 2

écho 1 ou 2

Si la largeur du faisceau ultrasonore est trop importante, les deux fils métalliques donneront

un seul écho ce qui ne permettra pas de séparer les deux objets. Par contre, si le faisceau est

suffisamment étroit devant la distance séparant les fils, chacun d'entre eux donnera lieu à un écho

lorsque la sonde sera déplacée latéralement. On conçoit dès lors que la résolution latérale est

fonction des dimensions latérales du faisceau. Celles ci sont dépendantes de la fréquence des

ultrasons, de la géométrie du cristal et de la distance ou profondeur à laquelle on veut analyser la

résolution latérale. Afin d'améliorer la résolution latérale on a développé la focalisation du faisceau

ultrasonore.

8) La focalisation du faisceau

La focalisation est la concentration de l'intensité ultrasonore sur un point focal théorique situé

en profondeur. On distingue deux types de focalisations.

- la focalisation fixe:elle est l'apanage des sondes monocristal, et on la réalise par le biais de

lentilles dites acoustiques (en matériau plastique d'impédance acoustique appropriée). La forme de

ces lentilles est analogue à celle des lentilles optiques destinées à faire converger la lumière. La

lentille acoustique est directement placée sur la face avant du cristal piézoéléctrique. C'est la région

la plus éloignée du champ proche qui est la zone ou l'on recherche la focalisation du faisceau.


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point focalthéorique

lentilleconvergente

lentilleplan-convexe

cristal

Cette figure montre deux associations possibles du couple cristal-lentille permettant la

convergence du faisceau en un "point" focal

Le "point" focal est théorique. Il est plus précis de parler de "zone focale" de dimensions l et d

à la distance focale L de la sonde comme le montre la figure ci dessous.

L

d

l

D

La focalisation dynamique éléctronique: elle est l'apanage des sondes à multiéléments. Il

s'agit de pondérer l'amplitude ou le délai des impulsions à l'émission et/ou à la reception. On utilise

pour cela des lignes à retard qui sont des dispositifs éléctroniques permettant de décaler dans le

temps et de proche en proche l'émission des impulsions ou la réception des échos, voir la figure

suivante:


- 17 -

multiéléments lignes à retard

impulsions

focalisation focalisation

déviation

(a) (b)

(c)(d)

faisceau U.S

Exemples de focalisation dynamique par délai variable à l'émission : (a) pas de déviation du

faisceau, (b) déviation, (c) focalisation à courte distance, (d) focalisation à plus grande distance

En utilisant des délais variables en réception, on réalise la focalisation dynamique en

poursuite, qui, permet de focaliser en continu sur la zone d'où proviennent les échos et d'obtenir une

image nette à toutes les profondeurs.


- 18 -

CHAPITRE 3 : Méthodes d'imagerie ultrasonore (échographie)

Il existe différentes modalités de visualisation de l'image échographique. La représentation des

images peut être le résultat d'une modulation d'amplitude des échos (échographie

monodimensionnelle ou mode A), ou bien le résultat d'une modulation de l'intensité (ou de la

brillance) du spot échographique (mode B ou image bidimensionnelle). Une classification plus

détaillée est donnée par la figure ci dessous, en particulier pour les subdivisions du mode B.

mode Amodulationd'amplitude

monodimensionnel

monodimensionnel

bidimensionnel

mode Bmodulation de brillance

mode T-Mtemps -mouvement

statique

temps réel

mécanique

éléctronique

sondes rotatives

cristal oscillant

miroir oscillant

sonde annulaire

barette linéaire

"phased array"

(sectoriel,parallèle)

(sectoriel)

(sectoriel)

(sectoriel)

(parallèle)

mode C

écho -

tomographie

à balayage

(abandonné)

3 - D

schéma des différents modes échographiques

1) Le mode A

Les amplitudes des échos (provenant d'une seule ligne de tir ultrasonore, imagerie

monodimensionnelle) modulent la déflection verticale de l'écran et sont affichés en fonction du

temps (déflection horizontale). Le temps est proportionnel à la distance (profondeur), car le temps

mis par un écho pour revenir de la profondeur dépend de la distance et de la vitesse des ultrasons.

Le mode A est donc un mode temps (ou distance) - amplitude. La figure ci dessous illustre le mode

A.


- 19 -

distance

peau graisse organe muscle

amplitudesdes échos

temps

sonde

représentation du mode A

2) Le mode B

En représentation dite mode B, ce sont les amplitude des échos qui modulent la brillance du

spot de l'écran. Le mode B est à la base de l'imagerie bidimensionnelle et du mode TM (time

motion). Le mode B bidimensionnel est obtenu par le déplacement (manuel ou automatique) de la

sonde le long du plan de coupe (plans sagittal, axial ou intermédiaire). Le principe du mode B est

illustré ci dessous.

mode A

mode B

amplitude

des échos

brillancedu spot

sonde

organe

imagesurl'écran

plan de coupe

sur l'écran

Illustration du mode B

3) Le mode T-M (temps mouvement)

Le mode T-M permet de suivre le mouvement des organes en rajoutant au mode B

monodimensionnel (une seule ligne de tir) un balayage temporel. On verra donc défiler sur l'écran

le déplacement des spots plus ou moins intenses (représentant les échos) des structures tissulaires

organiques mobiles que traverse la ligne de tir ultrasonore.


- 20 -

mode B mode T-M

temps

VG

OG

VDS

M

AO

sonde

échos successifs

Cet exemple démontre le mode T-M. La ligne de tir ultrasonore passe par les structures

mobiles du coeur (VG: Ventricule Gauche, VD: Ventricule Droit, OG: Oreillette Gauche, S:

Septum, M: valves Mitrales, Ao: Aorte), le mouvement, en particulier des valves mitrales, est bien

analysé en mode T-M.

4) l'échographie en temps réel

Si, en mode B, la sonde (monocristal) est déplacée manuellement, le plan de coupe

correspond à la direction du déplacement. On remarque en premier lieu que dans ce cas la précision

est mauvaise car l'opérateur ne possède aucune certitude de rester dans la même plan lors du

balayage manuel. En second lieu la durée du balayage est plus ou moins longue et c'est la

rémanance de l'écran qui permet de "geler" l'image (dite statique) qui est alors de mauvaise qualité.

C'est pour ces raisons que le balayage manuel a été abandonné et que les sondes à balayage

automatique ont été développées. Ces sondes à balayage automatique ont permis le développement

de l'échographie dite en temps réel. Comme le montre le synoptique vu précédemment les sondes à

balayage automatique se divisent en deux familles:

les sondes mécaniques à balayage: plusieurs solutions ont été proposées qui consistent soit en

un moteur tournant ou oscillant faisant tourner ou osciller le cristal, les fenêtres d'entrées étant alors

sectorielles (ou trapezoïdales). Ou encore des solutions utilisant des miroirs réfléchissant les

ultrasons ont été employées avec soit un miroir oscillant et un cristal fixe (fenêtre d'entrée

sectorielle), soit un miroir fixe et un cristal tournant (fenêtre d'entrée parallèle). Ces sondes donnent

des images en temps réel compte tenu de la vitesse de rotation ou d'oscillation des éléments

mécaniques. Les sondes intracavitaires sont basées sur le principe d'un cristal tournant à l'extrémité

d'une sonde introduite dans la cavité à explorer. Des exemples de sondes mécaniques sont présentés

ci dessous:

champ d'exploration

moteur tournantcristal


- 21 -

exemple de sonde intracavitaire

moteurmoteur

cristal

sectoriel sectorielchamp champ

Deux exemples de sondes à moteur tournant

miroir oscillant

secteur

cristal fixe

adapatation d'impédance

Sonde sectorielle à miroir plat oscillant et cristal émetteur fixe


- 22 -

fenêtre parallèle

miroir parabolique fixe

cristaux

moteur rotatif

Exemple de sonde mécanique à balayage à fenêtre d'entrée parallèle (cristal tournant et

miroir parabolique fixe)

Les sondes éléctroniques:

La sonde annulaire: cette sonde permet, grace à ses cristaux en anneaux concentriques, de

faire varier la distance focale en fonction de l'excitation plus ou moins séléctive de ses différents

anneaux. Chacun des anneaux est piloté au moyen d'une ligne à retard.

point focalun seul cristal

plusieurs cristaux concentriques

distances focales variables

Exemple de sonde annulaire

La barette éléctronique linéaire:elle est constituée d'un ensemble de cristaux

parallélépipédiques accolés comme nous l'avons déja vu précédemment. La longueur de cette

barette est de l'ordre de 10 cm et elle contient plus d' une centaine d'éléments piézoéléctriques. La

focalisation est de type dynamique à lignes à retard ou fixe par lentille acoustique. La fenêtre

d'entrée est rectangulaire. L'excitation des cristaux s'éffectue par sous groupes appelés "ouverture"


- 23 -

(comprenant de 8 à 32 cristaux). Tous les éléments d'une "ouverture" sont excités simultanément ce

qui correspond à une ligne de tir ultrasonore. La ligne suivante est obtenue par décalage de

l'excitation, d'un cristal par rapport à "l'ouverture" précédente, comme le montre la figure suivante.

Le balayage des lignes s'effectue ainsi de proche en proche, il est possible de construire jusqu' à 256

lignes.

"ouverture"

décalage d'un cristal

ligne de tir

ultrasonore

balayage des lignes

fenêtre rectangulaire

barette linéaire

Barette éléctronique linéaire

Barette "phased array" sectorielle: contrairement à la barette linéaire, dans la sonde "phased

array" les cristaux arrangés côte à côte sont excités individuellement, mais non simultanément. On

introduit une séquence de retards (par des lignes à retard) qui permet (selon le même principe que

pour la focalisation dynamique) de réaliser un balayage sectoriel. La focalisation s'effectue soit de

manière dynamique soit de manière fixe. La figure ci dessous compare la dynamique image (en

nombre de lignes par seconde ou cadence image) pour les deux barettes décrites:

100 images/s

+/- 45°, 30 images/s

linéaire phased array

5) Le mode C

En mode B temps réel, l'opérateur n'a accès qu'aux plans de coupes axial, sagittal et obliques.

Les plans frontaux ne peuvent être obtenus qu'avec le mode C ou d'une façon totalement différente

par reconstruction 3D à partir d'une famille de coupes axiales bidimensionnelles issues d'un mode

B. Cette dernière technique sera expliquée plus loin. Le mode C, exposé à l'aide du schéma ci

dessous, utilise un circuit de séléction qui ne retient que les échos provenant d'un plan frontal


- 24 -

d'épaisseur et de profondeur choisies par l'opérateur. L'image du plan frontal retenu est alors

obtenue par translation ou balayage manuel de la barette, puis mémorisation et reconstitution des

données acquises. La limite du mode C, qui explique son faible développement, est bien sur liée au

fait qu'il est très difficile de balayer uniformément de façon manuelle. Cependant lorsque la

fabrication de matrices de cristaux piézoéléctriques sera possible la solution du mode C pourra

éventuellement être reprise pour l'obtention de coupes frontales.

sens du balayage

fenêtre rectangulaire

barette

Z1

Z2

Z1 Z2

échos reçus

circuit de séléction

temps

profondeur

Mode C, Z1 et Z2 définissent les limites en profondeur du plan frontal sélectionné, seuls les

échos provenant de l'épaisseur Z1-Z2 sont enregistrés

6) L'écho-tomographie

La reconstruction digitale tomographique en mode échographique: On réalise, à partir d'un

ensemble de transducteurs une série de tirs ultrasonores illuminant séquentiellement le plan de

coupe objet sous différents angles d'incidences. Chaque transducteur délivre à la réception un signal

échographique qui intègre les échos en provenance de tous les tissus réflecteurs et diffuseurs sur le

trajet de l'onde ultrasonore. On associe alors par sommation des lignes un "profil" échographique.

Le problème consiste à "rétro-projeter" ces profils sur le plan image d'une façon tout à fait analogue

à celle utilisée en SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography). Cependant les images

sont affectées d'artéfacts en étoiles provenant de l'opération de rétro-projection de et qu'il convient

de filtrer (rétro-projection filtrée). Cette technique qui est encore du domaine de la recherche en

échographie médicale est illustrée ci dessous.


- 25 -

transducteurs

échosdans la direction (a)

échos dans ladirection (b)

profil des échos dans

profil des échos dans

tirs ultrasonores (b)

tirs ultrasonores(a)

la direction (a)

la direction (b)

profil (a)

profil (c)

profil (b)

(A)

(B)

rétro-projection des profils sur le plan image

(A) obtention des profils échographiques par tirs successifs (a,b ..etc) se réfléchissant sur les

objets (cercles noirs); (B) opération de rétro-projection des profils (a,b,c...etc) sur le plan image

permettant de retrouver les images échographiques des objets réflecteurs.

La reconstruction digitale tomographique en transmission: Analogue dans son principe à

celui du scanner X, cette méthode vise à représenter dans le plan image une donnée quantitative

comme l'atténuation ou la célérité ultrasonore. L'hypothèse fondamentale sur laquelle repose cette

technique est que la propagation d'un faisceau d'exploration collimaté s'effectue en ligne droite.

Ceci est parfaitement justifié en rayons X mais pour les ultrasons il s'agit d'une approximation

relativement mauvaise. Pour réaliser de telles coupes tomographiques il faut disposer d'une source

d'ultrasons délivrant un faisceau collimaté et d'un detecteur d'ultrasons situé en regard de cette

source à distance fixe. L'objet d'étude est immergé dans l'eau dans laquelle le couple source /

détecteur peut se déplacer pour balayer le plan objet. Compte tenu de ces contraintes, les seuls

travaux relatifs à cette technique dans la domaine médical concernent l'imagerie du sein dont la

cartographie des célérités ultrasonores semble interessante.


- 26 -

eau

sein

source

recepteurultrasonore

image de la coupe

déplacement du couple source recepteur

déplacement du niveau de la coupe

cartographie des célérités

foyer de célérité différente

Description simplifiée de la tomo échographie par transmission

7) L'échographie 3-D

La méthode que nous décrirons correspond à une solution élégante et simple. La sonde est

composée d'une barette linéaire de 128 éléments qui oscille suivant un mouvement pendulaire

réalisant ainsi une fenêtre d'entrée trapezoïdale, voir la figure ci dessous. Les plans perpendiculaires

à l'axe x sont acquis lors de ce mouvement qui dure de 3 à 5 secondes. l'ordinateur associé a

l'échographe enregistre en quelque sorte une pyramide de données constituées par les plans x. A

partir de ces informations les deux autres plans y et z sont reconstruits pratiquement en temps réel et

présentés à l'utilisateur lorsque celui ci déplace un curseur sur le plan x qu'il à retenu. Il est encore

tôt pour affirmer l'intérêt clinique de la représentation 3 D, mais il est évident que la méthode

présente plusieurs avantages comme celui d'observer des plans de coupes innaccessibles en

échographie B classique ou d'avoir la possibilité de calculer très précisémént les volumes sans faire

d'hypothèses géométriques à priori. Il est cependant évident que l'opérateur doit maintenir la sonde

immobile pendant toute la durée de l'acquisition et que les mouvements rapides d'organes mobiles

ne peuvent être suivi en temps réel par cette méthode.


- 27 -

barette à 128éléments

mouvement pendulaire de la sonde

plans de coupe acquis pendantun mouvement pendulaire

plans perpendiculaires

reconstruits

fenêtre 3 D trapezoïdale

xy

z

Technique d'imagerie échographique 3 D

CHAPITRE 4 : L'instrumentation échographique

La structure éléctronique de production, d'acquisition, d'amplification et de traitement des

échos puis de visualisation et enfin d'enregistrement des images peut se résumer à l'aide d'un

diagramme regroupant toutes ces fonctions communes aux échographes et que l'on appelle

l'instrumentation.

acquisition

générateur

transducteur

pré amplification protection

traitement du signal

amplificateur

démodulateur

compressiondynamique

conversion A/D

visualisation

enregistrement

stockage

diagramme général de l'organisation d'un échographe

1) l'acquisition des signaux (échos)


- 28 -

Générateur d'impulsions éléctriques:C'est un dispositif qui délivre des impulsions éléctriques

de grande amplitude (100 volts) de courte durée (0,1 s) avec une fréquence de récurrence de

l'ordre de 1 kHz. L'amplitude des impulsions doit être élevée car le rendement éléctro mécanique de

la sonde (ou transducteur) est faible (de l'ordre de 10%). La figure ci dessous décrit un circuit

élémentaire de production d'impulsions éléctriques fondé sur la charge puis la décharge d'un

condensateur:

R1

R2C

I1 I2

E

t t

temps

E E

V

impulsion

La charge exponentielle du condensateur C s'effectue avec la constante de temps R1xC

lorsque l'interupteur I1 est fermé. Puis la décharge exponentielle s'effectue avec la constante de

temps R2xC lorsque l'interupteur I1 est fermé. L'amplitude de l'impulsion délivrée est égale, au

plus, à celle de la source de tension E.

L'étage de protection:il doit protéger l'étage de préamplification et ainsi tout l'échographe si la

sonde est défectueuse et laisse passer tout ou partie des impulsions de grande amplitude du

générateur. Le principe de la protection utilise des diodes montées tête-bêche capables de limiter le

niveau de tension:

sonde pré ampli

t t

diodes

Les diodes écrêtent les amplitudes au delà d'un seuil qui dépend de leurs caractéristiques

2) Démodulation des échos


- 29 -

La sonde délivre une impulsion de signal alternatif lorsqu'elle enregistre un écho ultrasonore.

Ce signal, après préamplification, est d'abord redressé puis démodulé avant d'être définitivement

amplifié. Le redressement a pour but de ne conserver qu'un signal positif, la démodulation

d'amplitude permet de ne retenir que l'enveloppe du signal. La figure suivante décrit de façon

élémentaire l'étage redresseur et l'étage de démodulation.

diode

redresseur

démodulateur

signal redressé signal démodulé

signal d'entrée

Circuit élémentaire redresseur et démodulateur

3) Amplification des échos

La fonction principale de l'étage d'amplification est d'amplifier les signaux sans les déformer

avec la particularité de chercher à compenser les effets d'atténuation des ultrasons dans les tissus.

On définit le gain G d'un amplificateur comme le rapport de la tension d'entrée sur la tension de

sortie. Différentes modalités d'amplification sont possibles et sont illustrées sur la figure suivante.

G

GG

G

temps

tempstemps

temps

(a) manuel (b) atténuation échos proches

(c) compensation absorption (d) mode (b) + (c)

(a) le gain G est constant au cours du temps mais son amplitude peut être augmentée ou

diminuée manuellement, tous les échos sont amplifiés avec le même gain; (b) les échos proches sont

éliminés et seuls les échos à partir d'une certaine profondeur sont amplifiés; (c) le gain croit avec

le temps ce qui permet d'amplifier davantage les échos provenant des structures profondes résultant

en une compensation d'absorption; (d) il s'agit de la combinaison des deux modes (b) et (c) et la

pente du gain variable peut être ajustée par l'opérateur.


- 30 -

4) Compression dynamique et échelle des gris

La gamme des amplitudes des échos reçus est convertie en échelle des gris. Cependant pour

une meilleure visualisation des échos interessants, c'est à dire provenant des organes profonds que

l'on désire observer, il convient de "comprimer" plus ou moins l'échelle de gris pour offrir la plus

large gamme de niveaux pour ces échos. Cette notion est illustrée sur la figure suivante:

10 V

10 mV

100 mV

1 V

10 V

gamme d'amplitude des échos

tissu/airtissu/osgraisse/muscle

sangbruit éléctronique

placenta

foie

rein

échelle de gris

blanc

noir

Les grands échos seront comprimés vers le blanc alors que les très faibles échos seront

comprimés vers le noir et on dilatera les échos provenant des régions cliniquement utiles au moyen

de techniques dites numériques

5) Conversion analogique/numérique et compression dynamique

Un convertisseur analogique/numérique a pour fonction de transformer un signal analogique

(c'est à dire une variation continue de tension: l'écho) en une suite de valeurs discrètes numériques

qui peuvent alors faire l'objet de traitements mathématiques capables de modifier ces valeurs en

fonction des besoins (amplification, filtrage non linéaire etc..). La conversion analogique/numérique

est très schématiquement illustrée sur la figure suivante.

signal analogique

convertisseur

A/N

impulsions d'horloge

numérisation du signal

valeurs discrètes

temps

La compression dynamique utilise les valeurs numériques discrètes pour leur appliquer un

filtrage non linéaire, c'est à dire capable de dilater certaines gammes de valeurs et de comprimer

d'autres gammes. Cette notion est décrite à l'aide de la figure suivante:


- 31 -

signal d'entrée

signal de sortie

(a)(b)

(c)

(d)

Exemples de filtres de compression, (a) : logarithmique, (b) : compression des extrêmes, (c) :

dilatation des extrêmes, (d) : linéaire

6) Facteurs de qualité de l'image

Nous nous limiterons ici aux images échographiques obtenues en temps réel. La principale

tâche de l'observateur est de détecter et de reconnaitre les éventuelles anomalies échographiques des

structures anatomiques étudiées. Les facteurs qui sont susceptibles d'affecter la qualité de l'image

échographique sont donc essentiels. Ils peuvent se diviser en deux catégories.

Les facteurs subjectifs: l'ensemble des réactions personnelles de l'observateur face a l'image

comme par exemple: l'interprétation correcte du plan de coupe, la reconnaissance des structures

normales et anormales, la reconnaisance des mouvements induits (dus à la respiration, la toux, les

changements posturaux..) et des mouvements naturels (mouvements cardiaques, péristaltiques,

foetaux ...), la discrimination des artéfacts.

Les facteurs objectifs:

a) la résolution spatiale: latérale et axiale; elle est reliée à la fréquence des ultrasons, à la

durée des impulsions et à la focalisation (mécanique fixe ou éléctronique) comme nous l'avons vu

précédemment. Mais il faut aussi tenir compte de la densité des lignes de tir ultrasonores (parallèles

ou divergentes suivant le type de sonde mécanique à balayage ou linéaire éléctronique). Le nombre

de lignes de tir est lié à la cadence image (nombre d'images par seconde). Plus le nombre de lignes

est élevé meilleure est la résolution latérale. Cette notion est illustrée ci dessous:

(a) (b)

(a) le nombre de lignes est insuffisant, (b) le nombre de lignes est plus élevé ce qui permet une

meilleure résolution spatiale latérale


- 32 -

La vitesse des ultrasons est en moyenne de 1540 m/s (valeur dans l'eau), donc 1 cm de tissu

est parcouru (aller et retour) en 13 s. Si l'on recherche une profondeur de pénétration de D cm, il

lui correspond un temps de transit des ultrasons de 13xD s, si N lignes de tir sont requises alors le

temps correspondant pour la formation d'une image est de 13xDxN s. La cadence image est

définie par la relation suivante: R = 1/(13xNxD s) ou encore: RxDxN = V/2

avec R: cadence maximum image en (sec)-1

D: profondeur du champ en m

N: nombre de lignes de l'image

V: vitesse des ultrasons en m/s

Cette relation se traduit par une famille de courbes qui permet de définir les limites de la

cadence image et du nombre de lignes en fonction du type de sonde à balayage comme sur la figure

ci dessous:

5

10

15

20

25

50 100 250

nombre de lignes

profondeur en cm

30/s

60/s120/s

30

mécanique

éléctronique

La cadence image de 30/s autorise 250 lignes de tirs ultrasonores par image. Les cadences

plus élévées sont réservées aux sondes éléctroniques mais avec un nombre de lignes moindre.

b) la qualité du contraste ou résolution en contraste, dépend de la compression dynamique

que nous avons abordée plus haut. Ainsi l'échelle de gris peut et doit être adaptée en fonction des

impératifs cliniques.

c) la résolution dynamique est la capacité à suivre les organes en mouvement, elle dépend

bien sur de la cadence image.

d) le bruit qui correspond à des signaux qui ne contiennent aucune information utile à l'image

et qui vont dégrader la qualité de cette dernière. Une partie du bruit est fonction des circuits

éléctroniques de l'échographe lui même, une autre partie dépend des phénomènes de diffusion vus

précédemment. Globalement l'ensemble du bruit peut ici être considéré comme aléatoire et on peut

le réduire par une opération de moyennage des images

e) les artéfacts correspondent à des images qui sont artificielles et non représentatives d'une

structure anatomique. Il existe trois principales causes d'artéfacts: causes physiques ( réflexions

multiples par exemple), facteurs liés à l'instrumentation (mauvaise compensation de gain par

exemple), facteurs liés à l'opérateur (déplacement trop rapide de la sonde par exemple). Parmi les

artéfacts physiques on citera les réflexions multiples illustrées ci dessous:


- 33 -

sonde

couches parallèlesréflechissantes

images multiples

Par suite des allers et retours multiples entre les interfaces parallèles, les échos sont décalés

dans le temps et correspondent à des images parallèles décalées, de brillance de plus en plus

atténuée (l'amplitude des échos multiples est atténuée par l'absorption).

les réflexions parasites dépendent quand à elles de l'existence de régions réfléchissantes en

dehors de l'axe du faisceau (mais dans le même plan) et faisant un angle avec lui et capables alors

de renvoyer un écho parasite qui arrivant en retard se traduira par une image supplémentaire

semblant venir de régions plus profondes, ce qui peut entrainer des erreurs de rapports anatomiques

comme cela est illustré ci dessous:

sonde

réflecteur 1

réflecteur 2

images

1 2

Echos parasites provenant d' autres régions que celles situées dans l'axe du faisceau

ultrasonore

De la même manière que précédemment le faisceau ultrasonore possède une certaine largeur

( l'épaisseur de coupe d' une barette linéaire par exemple ) et ce plan de coupe peut rencontrer un

organe dont l'interface est incliné. Par conséquent deux points de cet interface renverront deux

échos qui seront déphasés dans le temps et donneront deux images de la même structure pouvant

entrainer des erreurs d'interprétation, voir figure ci dessous:


- 34 -

barette linéaire

interface incliné

(a)

(b)

épaisseur de coupe

Les trajets des ultrasons (a) et (b) sont différents, ce qui va provoquer un déphasage des

temps de transit des ultrasons et par conséquent des images doubles alors que l'interface est unique

CHAPITRE 5: Les effets biologiques des ultrasons

Les mécanismes complets des effets biologiques de l'absorption des ultrasons par les tissus

humains ou animaux ne sont pas encore complètement élucidés. Les ultrasons absorbés par les

tissus peuvent donner lieu à trois principaux effets:

1) les effets thermiques

l'absorption des ultrasons produit une élévation de température du milieu absorbant. Cette

augmentation de température est due à la viscosité du milieu qui est à l'origine de forces de

frottement à l'echelle moléculaire. Ces forces sont dissipatives et l'énergie consommée se dégrade

en chaleur. En général l'élévation de température croit de façon régulière jusqu'à un plateau qui

traduit un équilibre thermique correspondant à la dissipation de la chaleur dans les milieux intra et

extra cellulaires. Pour les intensités ultrasonores utilisées en échographie cela correspond à une

élévation de 1° à 2° C si l'on estime la durée de l'examen à 10 minutes, ce qui est tout à fait

négligeable. Les paramètres les plus importants qui interviennent dans ce processus sont les

suivants: l'intensité acoustique, la focalisation, les caractéristiques tissulaires (viscosité, chaleur

spécifique), la durée de l'examen.

2) La cavitation

Sous certaines conditions le faisceau ultrasonore peut développer des cavités ou bulles dans le

milieu traversé. Pour cela il est nécessaire que des molécules de gaz ou de vapeur soient présentes

dans le milieu. La cavitation est un phénomènre complexe qui inclue la formation des cavités mais

aussi leur implosion. On distingue deux cas: (i) la cavitation stable: les cavités se forment sous

l'effet de la pression acoustique en général oscillatoire mais d'une intensité relativement faible, et

l'on observe des microécoulements en périphérie des cavités. Dans la gamme de 1 à 4 MHz cet effet

peut se produire au delà du seuil de 1 W/cm . (ii) la cavitation transitoire ou implosive: c'est un

effet plus violent qui n'existe que pour des intensités élevées (bien au delà des valeurs utilisées en

échographie diagnostique). L'implosion des cavités gazeuses sous l'action du champ ultrasonore

peut avoir des effets secondaires comme des ondes de choc entrainant la dégradation de certaines

macromolécules, des élévations importantes de température, des modifications de réactions


- 35 -

chimiques existantes ou l'initiation de nouvelles réactions (analogue aux radiations ionisantes) ou

même de la sonoluminescence (émission de lumière).

3) les effets directs

Le terme de "direct" correspond à notre ignorance des étapes intermédiaires entre le stimulus

appliqué (l'onde ultrasonore) et les effets observés. Les effets directs peuvent produire la rupture de

macromolécules jusqu'à la rupture de l'ADN, et l'accélération de réactions chimiques comme le

ferait une enzyme. On a aussi observé in vitro des modifications des charges éléctriques à la surface

de cellules soumises à des champs ultrasonores.

4) Les ultrasons sont ils dangereux?

A partir du moment ou l'on sait que au dela d'un seuil d'intensité donné, et pour des durées

d'exposition ultrasonore longues, des effets biologiques sont possibles ( effets thermiques modérés,

probablement pas d'effets de cavitation, éventuellement risques d'effets directs?) le problème est de

définir le seuil d'intensité des ultrasons ainsi que les durées d'application en échographie clinique

afin de se situer vraisemblablement loin de ces risques potentiels. Le problème est cependant

complexe, du moins en théorie, car les modèles cellulaires in vitro ou les modèles animaux ne

reflètent qu'imparfaitement la realité clinique et l'extrapolation des résultats de ces modèles à

l'homme est pratiquement impossible. Par ailleurs même en connaissant les effets possibles aux

fortes intensités il n'est pas possible de prévoir, chez l'homme, quelles conséquences peuvent avoir

les expositions ultrasonores de faible intensité. L'association Américaine AUIM (American Institute

of Ultrasound in Medicine) après une revue extensive de la littérature a recommandé dès 1978 un

seuil d'intensité de 100 mW/cm : "In the low megahertz frequency range there have been no

demonstrated significant biological effects of ultrasound in mammalian tissues exposed in vivo to

intensities below 100 mW/cm ".

Par ailleurs pour des durées d'exposition ultrasonores continues comprises entre 1 et 300

secondes aucun effet particulier n'a pu être observé lorsque le produit de l'intensité et de la durée

d'exposition est inférieur à 50 joules/cm . L'intensité retenue dans ce cas est la moyenne temporelle

du maximum spatial (SPTA).

Pour bien comprendre ces notions energétiques il convient de rappeler quelques définitions.

- la puissance acoustique est égale à la quantité d'energie produite par unité de temps.

- la puissance est de 1 Watt (W) si 1 Joule (J) d'energie est produit par seconde.

- 1 Joule est égal à 0,239 Calories (Cal).

- 1 Calorie est la quantité de chaleur nécéssaire pour augmenter de 1 degré Celsius la

température de 1 gramme (c'est à dire de 1 cm cube) d'eau.

- si l'emission ultrasonore est en mode pulsé, la puissance est variable dans le temps.

- la puissance moyenne est la puissance maximale émise lors de l'impulsion moyennée sur un

cycle(SPTA): puissance moyenne = (puissance max.)x(facteur de cycle). Par exemple la

puissance maximale de l'impulsion de certains échographes est de 10 W et le facteur de cycle est de

0,0005, dans ce cas la puissance moyenne est de 0,005 W (soit 5mW).

- il existe 4 définitions possibles de l'intensité ultrasonore en mode pulsé:

SATA (spatial average-temporal average): c'est la plus fréquemment

mesurée et fournie par les constructeurs. Elle est en général mesurée experimentalement à l'aide

d'un calorimètre et d'un modèle (eau) puis divisée par la surface de la sonde.

SATP (spatial average-temporal peak) = SATA/(facteur de cycle)

SPTA (spatial peak-temporal average) = SATAx(SP/SA) ou SP est le

maximum de l'impulsion et SA la moyenne de l'intensité émise par unité de temps.

SPTP (spatial peak-temporal peak) = (SATA)x(SP/SA)/(facteur de cycle)

Supposons par exemple que SATA = 3mW/cm , que le facteur de cycle est 0,001 et que le

rapport SP/SA = 3. ALors SATA = 3 mW/cm , SATP = 3 W/cm , SPTA = 9 mw/cm , SPTP = 9

W/cm .


- 36 -

SPTP

SATP

SPTA

SATA

intensité

temps

Définitions des fifférentes intensités en fonction du temps

0,1

1

10

100

100 1000 10000

secondes

intensité W/cm? (SPTA)

50 J/cm?

100 mW/cm?

Courbe seuil indiquant les limites des intensités ultrasonores utilisées en échographie

Il ne semble pas exister , depuis les débuts de l'échographie clinique, d'études prouvant de

façon statistiquement correcte une quelconque corrélation entre des anomalies à la naissance par

rapport à l'emploi des ultrasons à titre diagnostic pendant la grossesse. Cependant il faut rappeler

que ces études qui devraient porter sur de larges échantillons de la population ne peuvent se

dérouler que sur plusieurs années et qu'il faudrait tenir compte de l'évolution des matériels dans ce

cas. Par ailleurs si tous les utilisateurs admettent aujourd'hui l'innocuité des ultrasons en imagerie

échographique classique, il convient d'être plus réservé lorsque l'on se refère à l'utilisation de l'effet

DOPPLER pour lequel les niveaux d'intensité sont plus élevés. Il n'en reste pas moins que les

constructeurs d'appareils échographiques se doivent de diminuer au mieux les niveaux d'intensités

de leurs appareils et il serait souhaitable que des indicateurs d'émission de puissance ultrasonore

soient placés sur ces machines.


- 37 -

CHAPITRE 6: L'imagerie échographique des flux vasculaires: Le DOPPLER continu le

DOPPLER pulsé et couleur, le CVI (Color Velocity Imaging), les produits de contraste et

l'imagerie harmonique

1) L'effet DOPPLER

L'effet DOPPLER correspond à la variation de la fréquence apparente du son perçu par un

observateur lorsque la source sonore et l'observateur se déplacent l'un par rapport à l'autre. La

variation de fréquence est proportionnelle à la vitesse relative entre la source et l'observateur.

L'utilisation de l'effet DOPPLER en échographie permet de mesurer la vitesse d'éléménts

anatomiques mobiles, en particulier les globules rouges et par conséquent d'apprécier la vitesse des

écoulements sanguins. On peut comprendre l'effet DOPPLER si l'on comprend qu'il y a

compression ou dilatation des ondes ultrasonores voyageant entre la source et l'observateur lorsque

la distance ( correspondant à un certain nombre de longueurs d'ondes) varie en fonction de la vitesse

relative entre la source et l'observateur, voir figure ci dessous.

source au repos

observateur au repos

onde sonore de célérité V

source en mouvement vers l'observateur (vitesse V1)

observateur au repos

onde sonore de célérité V

1

(a)

(b)

Dans cet exemple les ondes sonores sont comprimées lorsque la source se déplace vers

l'observateur (b) et par conséquent la longueur d'onde (au repos (a)) diminue et devient 1, donc

la fréquence sonore perçue par l'observateur augmente.

Il est possible de calculer le décalage f de fréquence DOPPLER en fonction des paramètres

caractéristiques de la célérité de la source d'ondes ultrasonores et de la vitesse relative source

observateur (que l'on appelle aussi cible). Cette relation générale est décrite à l'aide de la figure

suivante:


- 38 -

90°

sonde ultrasonore

direction de l'écoulement

C :vitesse du flux sanguin

émettant une onde de célérité Vet de fréquence f0

On considère ici la reflexion des ondes ultrasonores par les hématies du flux sanguin dont la

direction est précisée.Le décalage DOPPLER par rapport à la fréquence f0 est:

f = f-f0 = [2(C.cos ).f0]/(V)

On remarque que si l'angle est égal à 90° il n'y a pas de décalage DOPPLER. D'autre part la

précision de la mesure de la vitesse C de l'écoulement sanguin dépend de la précision de l'angle de

tir . La relation précédente permet , en mesurant le décalage DOPPLER, d'obtenir la vitesse du

flux sanguin: C = f.V/(2f0.cos ) = K. f qui représente l'équation d'une droite illustrée ci

dessous:

C

+

-

- +

fK

La relation entre la vitesse du flux et le décalage DOPPLER est linéaire.Les flux "négatifs"

c'est à dire de sens contraire, seront détectés par un décalage de fréquence "négatif" par rapport à la

fréquence d'émission c'est à dire : - f = f0 - f, le signe du décalage donne la direction de

l'écoulement. Il existe deux modes de fonctionnement des sondes à effet DOPPLER en échographie,

le premier est dit continu et le second pulsé.

a) Le DOPPLER continu

Les sondes DOPPLER continues utilisent deux transducteurs ultrasonores, l'un émetteur et

l'autre récepteur, qui fonctionnent en mode continu. De par sa nature cette méthode est capable de

mesurer des décalages DOPPLER élevés qui correspondent à des vitesses de flux sanguins très


- 39 -

élevées (de l'ordre de 4 m/s!). Le DOPPLER continu, qui est illustré ci dessous, possède cependant

un inconvénient important : il n'est pas séléctif en profondeur à cause de l'emission et de la

réception continues des ultrasons.

f

f0peau

émetteur

récepteur

sonde

vaisseau

12

Si il existe des réflecteurs (par exemple d'autres vaisseaux) entre la sonde et le vaisseau

sanguin que l'on souhaite analyser, le mode continu enregistrera simultanément les différents

décalages DOPPLER rencontrés par les faisceaux ce qui peut conduire à des erreurs de mesure.

b) Le DOPPLER pulsé

Dans ce cas la sonde ne possède qu'un seul élémént piezoéléctrique. Celui ci sert

alternativement d'émetteur puis de récepteur. Une porte éléctronique coordonne le délai entre

l'émission et la réception. Il est alors possible de determiner la profondeur à laquelle on désire

mesurer l'effet DOPPLER en faisant varier le délai entre l'émission et la réception puisque les échos

provenant des vaisseaux les plus profonds mettront plus de temps à arriver jusqu'à la sonde.

Cependant à cause de cette technique alternative les sondes DOPPLER pulsées ont une fréquence

d'échantillonnage qui varie avec la profondeur d'exploration ce qui limite la gamme des vitesses

décelables par cet instrument. La plupart des appareils DOPPLER pulsés sont aussi équipés d'un

analyseur de spectre qui donne une représentation graphique des décalages DOPPLER.

sonde pulsée porte éléctronique

paroi du vaisseau

paroi du vaisseau

signaux reçus

flux sanguintemps

décalage DOPPLER

spectre en temps réel

syst.

diast.

On observe que les signaux reçus dépendent de l'ouverture de la porte éléctronique qui

conditionne la profondeur d'où proviennent les échos réfléchis par les hématies en mouvement du

vaisseau à analyser, la fréquence de ces échos sera différente de la fréquence d'émission et

correspond au décalage DOPPLER.

c) Le DOPPLER couleur


- 40 -

On associe en général l'imagerie en mode B au DOPPLER pulsé afin de realiser la mesure des

flux vasculaires des vaisseaux situés dans le plan de coupe. Un autre avantage de cette association

est qu'il est possible de visualiser la ligne de tir DOPPLER ce qui permet d'avoir une bonne

précision sur l'angle (voir plus haut) et donc une meilleure mesure de vitesse. Le DOPPLER

couleur est un complément visuel intéressant sur une image mode B en echelle de gris. Les

décalages DOPPLER positifs sont codés dans une gamme de couleur (bleue par exemple) alors que

les décalages DOPPLER négatifs sont codés dans une gamme de couleur différente (rouge par

exemple). L'importance des décalages est représentée dans une même couleur (bleue ou rouge) par

des teintes différentes pour donner une appréciation visuelle directe des vitesses. Il ne faut

cependant pas confondre cette coloration rouge ou bleue avec une superposition anatomique

vasculaire univoque artérielle ou veineuse, car ce que l'on code en couleurs ce sont les flux qui se

dirigent vers la sonde (en rouge par exemple) et ceux qui s'en éloignent (en bleu par exemple). Un

flux tourbillonnaire dans une cavité cardiaque par exemple donnera une image DOPPLER

composée du mélange des deux couleurs sus citées. Il faut souligner que l'imagerie DOPPLER

donne à l'échographie une dimension fonctionnelle évidente et utile au diagnostic. Mais les signaux

issus des régions vasculaires sont faibles et il faut augmenter la puissance d'émission et réaliser

plusieurs tirs DOPPLER afin d'en faire la moyenne, pour que les résultats soient interprétables. Une

plus grande puissance d'émission représente alors un risque potentiel éventuel (qu'il n'a pas été

possible de démontrer formellement in vivo). Une autre limite de la mesure DOPPLER des vitesses

est l'effet "d'aliasing" (repliement). Pour des vitesses élévées l'échantillonnage des échos, c'est à

dire le nombre de tirs ultrasonores nécéssaires à la mesure, peut devenir insuffisant ce qui entraine

que le décalage en fréquence n'est plus proportionnel à la vitesse mais correspond à une valeur plus

faible aboutissant à une erreur de mesure.

2) Le CVI (Color Velocity Imaging)

Le principe du CVI repose sur la signature échographique (ou forme des échos: amplitude et

fréquence) d'un écoulement sanguin. On réalise un premier tir ultrasonore (en mode pulsé) qui

irradie un flux sanguin. Après un délai bref T on réalise un deuxième tir, mais pendant cet intervalle

de temps les hématies se sont déplacées en raison du flux mais le deuxième écho reçu aura la même

signature tout en étant décalé dans le temps en fonction de l'importance de la vitesse du flux (ce

décalage s'appelle = temps de transit). On procède alors à une opération mathématique entre les

deux échos qui s'appelle intercorrélation. Cette opération donne une fonction (dite

d'intercorrélation) dont le maximum est justement le temps de transit des hématies du flux

sanguin dans la fenêtre échographique entre les deux tirs consécutifs ultrasonores. La vitesse du

flux sanguin est donnée par la relation: C = .V/ 2.T.cos ou V représente la célérité des ondes

ultrasonores et l'angle de tir (cette relation est indépendante de la fréquence d'émission des

ultrasons). La détection du sens de l'écoulement (et par conséquent le codage couleur

correspondant) est réalisé par l'utilisation de 2 axes de tirs ultrasonores et la comparaison du sens du

décalage temporel. La figure ci dessous illustre la méthode:


- 41 -

C

ligne de tir

barette linéaire

dans une fenêtre mode B

vaisseau

écho tir 1

écho tir 2

Les avantages du CVI sur le DOPPLER sont les suivants:

- la fréquence des ultra sons n'intervient pas, or la fréquence des US varie avec la profondeur

(atténuation et diffusion),

- peu de tirs par ligne sont suffisants ce qui autorise une cadence image élevée (pas

d'aliasing),

(avec le CVI 4 à 5 tirs sont suffisants pour avoir une bonne information sur la vitesse

alors qu'avec le DOPPLER il faut 15 à 20 tirs)

- les impulsions ultrasonores sont courtes d'ou une meilleure résolution axiale et donc une

meilleure précision sur la mesure des vitesses,

- la puissance d'émission des ultrasons est réduite.

3) Les produits de contraste en échographie

Les premiers essais de produits de contraste échographique ont été entrepris dès 1968. Les

produits de contraste sont fondés sur l'utilisation de microbulles ou de microsphères de quelques

microns à quelques dizaine de microns capables de réfléchir les ultrasons. Les améliorations du

contraste que l'on peut obtenir varient de 10 à 35 dB. Ces microbulles ou microsphères sont

administrées par voie veineuse (ou éventuellement artérielle et même par voie orale) et visent

essentiellement à renforcer l'échogénicité du sang et des tissus. Cependant d'autres utilisations sont

possibles comme nous le détaillerons par la suite. La liste des produits de contraste donnée à la suite

n'est pas exhaustive mais démontre l'effort technique entrepris dans cette nouvelle voie de

l'imagerie échographique.

- Echovist : microsphères en galactose, qui ont été employées en injection intra artérielle et en

intraveineuse pour les cavités droite du coeur

- Levovist : microsphères de galactose et d'acide palmitique (amélioration de l'échogénicité de la

paroi de la bulle)

- Cavisome : microbulles gazeuses à parois en cyanoacrylate (foie, rate, lymphatiques)

- Albunex : microbulles obtenues par cavitation de solutions d'albumine: 3 à 5 de diamètre

- FSO-69 et Oralex : microsphères à base d'une enveloppe proteique

- Imagent , SonoRx , Echogen ...

Ces produits ont un impact essentiel sur la visualisation des écoulements sanguins des petits

vaisseaux et probablement sur la possibilité d'analyse de la perfusion tissulaire lorsqu'ils sont

utilisés conjointement avec l'imagerie "harmonique".


- 42 -

4) L'imagerie harmonique

L'imagerie harmonique repose sur le comportement mécanique d'une microbulle ou d'une

microsphère soumise à un champ ultrasonore. Le mouvement oscillatoire de la microbulle ou de la

microsphère est asymétrique et engendre deux fréquences de résonance. La première correspond à

la fréquence (f) de la sollicitation ultrasonore et la seconde est le double (2f) de la fréquence de

sollicitation.

oscillations à 3 MHz des microbulles

d'un agent de contraste échographique

3 6

MHz

55

43

amplitude du signal

en dBreflexion à la même fréquence

émission harmonique

fréquence double

Expérience mettant en évidence l'existence d'une fréquence "harmonique" liée au mouvement d'une

microbulle dans un champ ultrasonore

Le dessin ci dessous illustre le mécanisme d'oscillation asymétrique d'une microbulle dans un

champ ultrasonore de 3 MHz. Le pic à 6 MHz possède une intensité suffisante pour être détécté.

3 MHz

microbulle

=

oscillations

asymétriques

= 2 fréquences

3 MHz 6 MHz

En mode imagerie il suffit de se caler sur la fréquence US de 6 MHz (dans notre exemple) pour

n'enregistrer que les signaux provenant des microbulles. Pour cela la sonde (barette) doit être à large

bande c'est à dire émettre à 3 MHz et recevoir à 6 MHz. Un avantage particulier de cette technique

doit être souligné. Le bruit du diffusé est à 3 MHz et en "écoutant" à 6 MHz on réalise un filtrage

très efficace du diffusé ce qui renforce franchement les contrastes provenant des zones de faible

émission.


- 43 -

BARETTE US (large bande)

3 MHz6 MHz

3 MHz

3 MHz

tissu

micro vaisseau

6 MHz

6 MHz

microbulles

ECHOGRAPHIE HARMONIQUE

Dans cet exemple les microbulles administréées en IV et circulant dans les microvaisseaux

émettront un signal harmonique à 6 MHz. La sonde n'enregistrera que ce signal donnant lieu à

l'imagerie des très faibles vitesses circulatoires qui ne sont pas visibles en DOPPLER en raison de

la faible résolution spatiale

D'autre applications des agents de contraste US sont envisageables. Elles concernent la

"différenciation tissulaire". On peut imaginer des agents de contraste spécifiques de certains tissus

(se concentrant dans ces tissus par phagocytose par exemple ou par d'autres mécanismes) dont le

contraste se trouvera renforcé par les échos provenant de ces microsphères. Enfin il existe des

perspectives thérapeutiques dès lors que l'on imagine que ces agents de contraste spécifiques

pourraient se concentrer dans certaines tumeurs, il seraient possible, si leurs qualités physiques sont

appropriées, de leur faire absorber un faisceau US (guidé par écho B) et de détruire les cellules

tumorales par effet thermique.

On peut encore signaler une extension de l'imagerie "harmonique" appelée Native Tissue Harmonic

Imaging consistant à irradier par un champ ultrasonore de basse fréquence (qui est moins absorbé

par les tissus) et à n'écouter que la fréquence "harmonique". Cette technique pourrait permettre

d'améliorer l'échographie de patients"non-ou peu-échogènes".

Documents

BIOPHYSIQUE des ULTRASONS et ECHOGRAPHIE …ghanen.free.fr/cours/ultrasons_echographie_2007.pdf · Lorsqu'un ultrason rencontre perpendiculairement une interface séparant deux milieux