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Les site « http://naxos.biomedicale.univ-paris5.fr/diue » comporte tous

renseignements utiles sur le Diplôme Inter-Universitaire d’Echographie et

Techniques Ultrasonores, avec les statuts et règlements, le programme, le

calendrier, mais aussi les ressources pédagogiques sous formes de

polycopiés, fichiers PDF, films et enregistrements, ainsi que les archives des questions posées aux examens des années antérieures.

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Le site « http://ultrasonographie-vasculaire.etud.univ-montp1.fr » est en

accès libre et comporte toutes les ressources d’enseignement

d’ultrasonographie, échographie et Doppler, à disposition des étudiants du

Diplôme Inter-Universitaire d’Echographie et Techniques Ultrasonores,

Capacité d’Angiologie, DESC de Médecine Vasculaire, et DES d’Imagerie Médicale pour l’UFR de Médecine de Montpellier – Nîmes et l’inter-région

Sud-Est.

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Les techniques ultrasonographiques de diagnostic médical sont apparues

dans les laboratoires dans les années 1950, mais n’ont pris place dans la

pratique clinique quotidienne que dans les années 1970. Initialement, les

techniques d’exploration morphologiques, fondées sur l’échographie, et

les techniques d’exploration du flux sanguin, principalement fondées sur l’effet Doppler, ont évolué séparément. Cependant, leur “mariage” est

intervenu dès la fin des années 1970, et la quasi-totalité des appareils

ultrasonographiques actuels associe à l’échographie un ou plusieurs

modes Doppler.

De nombreux modes sont apparus au cours de ce développement (en

échographie : mode A, mode B, mode TM; en Doppler : mode continu,

mode pulsé; en écho-Doppler: mode couleur codé en vélocité, puis en

énergie…). Des techniques non Doppler de détection et visualisation des flux ont été imaginées. Certains développements techniques et certaines

modalités ont disparu, d’autres sont apparues, certaines ont resurgi, en

fonction des progrès technologiques mais aussi de leur intérêt clinique,

lui-même conditionné par les possibilités thérapeutiques.

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Aujourd’hui, le marché offre une très large gamme d’appareils, de

l’ultraportable de la taille d’un téléphone mobile à la station de travail

offrant les fonctions les plus sophistiquées, dans une gamme de prix allant

de 5 à 200 k€, mais quasiment tous les appareils associent des fonctions

échographiques et des fonctions Doppler (tout au moins Doppler couleur).

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Les techniques ultrasonographiques de diagnostic médical se distinguent des autres techniques d’imagerie médicale par leur caractère non vulnérant (pas de rayonnements ionisants, pas d’injection de produits de contraste dans les conditions usuelles). Lorsque les conditions d’intensité acoustique et de durées d’exposition sont respectées, ces techniques ultrasonographiques peuvent être utilisées de façon itérative sans risque pour le patient. Les normes d’utilisation sont cependant restrictives chez certains sujets et dans certaines conditions. Cela concerne en particulier l’examen pelvien chez la femme enceinte ou susceptible de l’être, et l’examen de l’œil, où l’intensité acoustique et la durée d’exposition doivent être réduites.

Les techniques ultrasonographiques sont aussi remarquables par leur très haute résolution spatiale (pouvant atteindre le 10e de millimètre avec des sondes de haute fréquence) et leur très haute résolution temporelle (plusieurs dizaines voire centaines d’images par seconde, en fonction du champ et de la profondeur d’exploration), avec des performances très supérieures à l’ensemble des autres techniques. En outre, l’ultrasonographie apporte, lors du même examen, des renseignements morphologiques (principalement par l’échographie) et fonctionnels (principalement en mode Doppler).

L’interprétation ne peut en être réalisée que en temps réel de

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sorte que ces techniques sont considérées comme très dépendantes de l’opérateur, ce qui n’est pas en soi une limite mais impose, comme pour d’autres domaines de la médecine et de la chirurgie, un apprentissage.

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Dans la très grande majorité des cas, un appareil d’ultrasonographie associe le mode échographique et le mode Doppler. Il comporte ainsi un jeu de sondes, de forme et de fréquence adaptées à chaque application, un écran de visualisation présentant les images et les paramètres d’acquisition, des haut-parleurs transmettant le son en mode Doppler, et un panneau de commande généralement complété d’un clavier alphanumérique. Les commandes sont généralement regroupées autour d’un dispositif de pointage (trackball le plus souvent), avec le choix des différents modes de fonctionnement (mode échographique, mode TM, mode Doppler couleur, mode Doppler pulsé…), le réglage de gain afférent à chacun de ses modes (souvent associé au bouton de sélection), une rangée du curseurs permettant de régler le gain en fonction de la profondeur en mode échographique (TGC), ainsi que, généralement sur un écran tactile, des menus contextuels permettant d’accéder aux réglages propres à chaque mode ou chaque fonction.

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Première partie : la production des ultrasons.

Les ultrasons nécessaires à l’exploration ultrasonographique sont produits par un dispositif appelé sonde.

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Dans la très grande majorité des cas, la production des ultrasons est fondée sur le phénomène de piézo-électricité. Il s’agit d’une propriété naturelle de certains minéraux comme le quartz, comportant des agencements atomiques réguliers et susceptibles de produire une différence de potentiel sous l’effet d’une déformation mécanique et, inversement, de se déformer en réponse à une différence de potentiel. Cette propriété est très largement utilisée en électronique, permettant en particulier, sur un même dispositif, de capter les sons pour les transformer en signaux électriques (microphone) et de transformer des signaux électriques en vibrations sonores (écouteurs).

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La piézo-électricité repose en effet sur la structure cristalline de certains minéraux telle que, au repos, le centre de gravité des charges ioniques positives et négatives coïncide. Ce n’est plus le cas lorsqu’une contrainte est imposée au matériau, ce qui fait apparaître une différence de potentiel. Ce phénomène est réversible : l’application d’une différence de potentiel provoque une déformation du matériau.

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L’effet piézo-électrique est réversible : l’application d’une différence de

potentiel entre les faces du matériau produit sa déformation. Si le signal

électrique présente des variations de fréquence supérieure à 20 Hz, les

vibrations ainsi produites constituent des sons. Au delà de 20 000 Hz, ce

sont des ultrasons. La gamme des ultrasons utilisés en ultrasonographie diagnostique s’étend de 1 000 000 Hz (1 MHz) à 15 000 000 Hz (15 MHz)

pour les applications les plus courantes.

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Les matériaux piézo-électriques utilisés pour construire une sonde ultrasonographique font l’objet de recherches et de développements intensifs. Ils peuvent être caractérisés par leur coefficient de couplage(Kt) et par leur impédance acoustique (Z).

Le coefficient de couplage correspond au rendement de la transformation (« transduction ») entre signal électrique et signal mécanique et inversement. Ce coefficient s’exprime donc comme un pourcentage.

L’impédance acoustique caractérise l’aptitude du matériau à suivre et transmettre les vibrations mécaniques. La transmission des ultrasons vers les tissus biologiques est en effet meilleure lorsque l’impédance acoustique de la sonde est proche de celle des tissus.

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La plupart des sondes échographiques comporte ainsi un élément piézo-

électrique ou transducteur. Celui-ci est équipé, sur chacune des faces de

la lame piézo-électrique, d’une électrode. En arrière de l’élément piézo-

électrique, se trouve un matériau d’amortissement dont la fonction est

double : interdire la propagation des ondes ultrasonores vers l’arrière (c’est-à-dire vers la main de l’opérateur tenant la sonde) mais aussi éviter

les oscillations secondaires de la lame piézo-électrique (résonance). En

avant de l’élément piézo-électrique, se trouvent une ou plusieurs lames de

matériaux de nature et d’épaisseur très précisément définies, avec une

triple fonction : Tout d’abord, l’isolation électrique. Ensuite, l’adaptation d’impédance. En effet, l’impédance acoustique (force opposée aux

vibrations mécaniques de haute fréquence) de l’élément piézo-électrique

est très différente de celle des tissus biologiques, de sorte qu’il est

nécessaire d’interposer un matériau d’impédance acoustique

intermédiaire, constituant une transition. Enfin, une lentille acoustique peut aussi être placée sur cette face pour assurer une focalisation du faisceau

ultrasonore.

NB: L’adaptation d’impédance acoustique est une nécessité absolue, sans quoi toute l’énergie acoustique serait réfléchie sans atteindre les tissus biologiques. Par exemple, lorsque nous plongeons la tête dans l’eau, nous n’entendons plus les sons émis dans l’air, car la différence acoustique entre l’air et l’eau est telle que les sons sont entièrement réfléchis à la surface de l’eau. De fait, les cellules sensorielles

auditives, dans la cochlée, baignent dans un liquide (l’endolymphe), et une adaptation d’impédance acoustique est nécessaire pour que les vibration sonores puissent les atteindre. Cette adaptation est réalisée par l’ensemble constitué par le

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tympan, fine membrane de faible impédance acoustique, puis la chaîne des osselets réalisant

un système démultiplicateur, et, enfin, la fenêtre ovale qu’obture la platine de l’étrier (stapes), formant un piston avec un rapport de surface tympan / platine du stapes de l’ordre de 30/1.

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L’impédance acoustique Z caractérise ce qui s’oppose aux vibrations

sonores ou ultrasonores. L’impédance Z est égale au produit de la masse

volumique (ou densité) et de la vitesse de propagation des sons (ou des

ultrasons) dans le milieu considéré.

• Les matériaux piézo-électriques de référence sont des minéraux

comme le quartz, avec un coefficient de couplage faible et une

impédance acoustique élevée.

• Les céramiques synthétiques qui furent ensuite développées offrent un

meilleur coefficient de couplage, mais une impédance acoustique

encore élevée.

• Les résines synthétiques (polymères ou plastiques) ont un coefficient

de couplage médiocre mais une impédance acoustique très basse.

• Les matériaux composites, associant résines et céramiques, offrent le

meilleur compromis avec un très bon coefficient de couplage et une

impédance acoustique intermédiaire.

L’impédance acoustique se mesure en Pa.s.m-1, (Pascal . Seconde par mètre) ou Rayleigh.

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De très nombreux matériaux ont été successivement employés pour la construction des sondes ultrasonographiques. Les éléments minéraux comme le quartz ont une impédance acoustique très élevée et un coefficient de couplage médiocre. Ils posent en outre d’importants problèmes d’usinage et notamment de découpe, de sorte qu’il est très difficile de réaliser avec de tels matériaux des éléments piézo-électriques de très petites dimensions. Ont donc été mises au point des céramiques synthétiques offrant un meilleur coefficient de couplage puis des polymères offrant une meilleure impédance acoustique, et enfin des matériaux composites, associant céramiques et polymères, et constituant un compromis intéressant, particulièrement en ce qui concerne le coefficient de couplage. Leurs conditions de fabrication sont telles qu’il est désormais possible d’inclure, dans une même sonde, un très grand nombre d’éléments piézo-électriques (par exemple 292 sur une sonde linéaire de 3 cm de longueur), chacun comportant ses propres électrodes. Il est de plus possible de donner à ces éléments une géométrie adaptée optimisant leur réponse non plus à une seule fréquence, mais à plusieurs fréquences (sondes « multi-fréquences »).

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Plus récemment, sont apparues des sondes fondées sur un principe

différent. Il ne s’agit plus de la piézo-électricité mais de l’utilisation des

forces électrostatiques. Ce sont les « cMUT », transducteurs ultrasonores

capacitifs micro-usinés. Chaque élément de la sonde est alors constitué

d’une petite cellule vide, à la surface d’un support de silicium. L’avantage de cette technique est qu’elle se prête à une fabrication comparable à

celle des circuits intégrés en électronique et qu’il est dès lors possible de

construire des sondes associant dans le même boîtier une large part de

l’électronique en même temps que les éléments produisant et captant les

ultrasons, y compris avec une disposition en matrice, ce qui ouvre la voie à des systèmes miniaturisés permettant l’échographie en trois dimensions

et en temps réel. Les cMUT offrent une très large bande passante, et

permettent donc une imagerie de très haute résolution. Il est encore trop

tôt pour dire si cette technologie viendra remplacer la piézo-électricité

dans le domaine de l’ultrasonographie médicale, mais les débuts sont très prometteurs.

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Deuxième partie : les ultrasons

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Les ultrasons (comme les sons) sont des vibrations mécaniques, variations locales de pression se propageant dans les matériaux sans transport de matière. Il s’agit donc d’une onde.

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L’onde ultrasonore est caractérisée par sa fréquence, son amplitude, et sa longueur d’onde. Cette dernière dépend de la vitesse de propagation des ultrasons, laquelle est variable selon les milieux. En moyenne, dans les tissus biologiques vivants, cette vitesse de propagation ou célérité est égale à 1540 m/s. À la fréquence ultrasonore de 1 MHz, la longueur donc serait ainsi de 1,54 mm alors qu’elle serait de 0,34 mm dans l’air, où la célérité des ultrasons est de 340 m/s.

La longueur d’onde donne une indication de la résolution spatiale optimale que l’on peut attendre en échographie, et qui est de l’ordre de la moitié de la longueur d’onde. On peut donc obtenir, à 1 MHz, une résolution de l’ordre de 0,7 mm, et cette résolution peut atteindre 0,07 mm à la fréquence de 10 MHz.

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Dans leurs applications médicales diagnostiques, les ultrasons utilisés ont une fréquence comprise entre 1 et 15 MHz (jusqu’à 30, voire 50 MHz pour quelques applications spécialisées comme l’échographie endovasculaire). Il ne s’agit donc là que d’une très petite plage de fréquences dans la gamme des ultrasons, qui s’étend de 20 kHz à 200 MHz (L’oreille humaine est capable de percevoir des sons d’environ 20 hertz jusqu’à 20 kHz).

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En mode échographique, les fréquences ultrasonores les plus élevés

permettent d’obtenir la meilleure résolution spatiale. Cependant, la

profondeur accessible diminue lorsque la fréquence ultrasonore

augmente. Par conséquent, les basses fréquences, offrant une moindre

résolution spatiale, sont nécessaires pour les examens nécessitant une grande profondeur d’exploration : la cardiologie, l’examen Doppler

transcrânien (où il est nécessaire de franchir la barrière osseuse

temporale). Des fréquences intermédiaires sont nécessaires pour

l’exploration abdominale chez l’adulte, et l’obstétrique. Des fréquences un

peu plus élevées sont utilisées en pédiatrie ainsi que pour les muscles et tendons. Les fréquences élevées sont applicables aux vaisseaux

périphériques et aux organes superficiels. Des fréquences très élevées

sont utilisables dans des applications spécialisées comme l’échographie

endovasculaire, l’échographie de la peau, et du segment antérieur de

l’œil.

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Une source vibrante produit des sons ou des ultrasons qui se propagent

au sein du milieu dans lequel elle se trouve. S’il s’agit d’une source

ponctuelle, elle donne naissance à une onde de propagation sphérique,

donc non directionnelle.

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Une source étendue et plane peut par contre générer une onde

directionnelle, dont le mode de propagation dépend du milieu : dans une

conduite, au sein d’un milieu homogène, l’onde peut se propager de façon

longitudinale. C’est, peu ou prou, ce mode de propagation qui concerne

les ondes ultrasonores utilisées en échographie. Le long d’une ligne, cela donne naissance à des ondes transversales (comme sur une corde de

guitare). Le long d’une interface, il peut s’agir d’ondes de surface (comme

les vagues à la surface de la mer, c’est à dire sur une interface eau/air).

Ces différentes modalités de propagation peuvent se rencontrer dans le

corps humain, mais ce sont essentiellement les ondes longitudinales qui sont exploitées pour la construction de l’image.

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Les ondes ultrasonore, telles qu’elles sont produites par les sondes

d’ultrasonographie et se propagent dans les tissus, constituent des

variations de pression se propageant principalement de façon

longitudinale. En tout point, le long de l’axe de propagation, on peut donc

mesurer, avec un décalage temporel (déphasage) proportionnel à la distance le séparant de la sonde, des variations cycliques de pression.

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Dans le cas d’une onde longitudinale, la propagation se fait à une vitesse finie

(de l’ordre de 1500 m/s dans l’eau). En un instant donné, la pression acoustique

suit, le long du faisceau ultrasonore, des variations cycliques décalées

(déphasées) par rapport à la source en fonction du temps t et de la fréquence

(représentée ci-dessus par la « pulsation », Oméga).

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La vitesse de propagation C de l’onde ultrasonore dans un milieu solide

est égale à la racine carrée du module d’élasticité E (ou module de Young)

du milieu considéré divisé par sa masse volumique, ou densité. Elle est

donc plus grande si le module d’élasticité est plus grand, et moindre si la

densité est plus grande.

Dans l’air, la vitesse de propagation des sons est de 331 m/s à 0°C et

343 m/s à 20°C. Elle est de 1480 m/s dans l’eau (mais 3200 m/s dans la

glace).

NB: Le Module de Young, E, qui se mesure en Pa, est la contrainte mécanique qui permettrait de doubler la longueur du matériau considéré.

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Il est possible d’émettre des ondes comportant des composantes

négatives et positives (sinusoïdes oscillante autour d’une pression nulle).

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Mais aussi des ondes limitées aux composantes négatives ou positives.

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L’énergie acoustique, exprimée en intensité (W.cm-2) dans un milieu

donnée est inversement proportionnelle à la densité (ou masse

volumique) et à la vitesse de propagation, laquelle est elle-même

dépendante du module d’élasticité et de la densité.

L’intensité est donc plus grande si la densité du milieu est faible, et/ou si la

vitesse de propagation des ultrasons dans ce milieu est lente (mais la

vitesse de propagation est d’autant plus rapide que la densité est faible).

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L’intensité est le carré de l’amplitude. Le logarithme décimal de l’intensité

est donc égal à 2 fois le logarithme décimal de l’amplitude. Si l’on

s’exprime en décibels (dB), la relation intensité / amplitude est donc d’un

facteur 20.

Rappel : en base 10, le logarithme de 10, log(10) = 1, le logarithme de 100, log(100) = 2, log(1000) = 3 etc.

log(100) = log(10 x 10) = log(10) + log(10) = 2, car la notation logarithmique transforme un produit en somme.

log(0,1) = log(1/10) = -log(10) = -1

Log(0,01) = -2 etc.

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Le tableau ci-dessus présente quelques valeurs des variables principales

dans le cas d’une onde ultrasonore de 1 MHz dans l’eau : la vitesse de

propagation est proche de 1500 m/s, la longueur d’onde de 1,5 mm.

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En ultrasonographie médicale, les intensités acoustiques sont le plus

souvent de quelques mW ou quelques dizaines de mW par centimètre

carré, alors que les effets biologiques ne sont avérés qu’au delà de 1 W

par centimètre carré. Cependant, certains modes d’émission (comme le

Doppler à émission pulsée) et certaines applications (comme le Doppler transcrânien) mettent en jeu des intensités relativement élevées

impliquant des précautions d’utilisation (cf. le chapitre « Effets

Biologiques »).

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Un petit rappel sur la notation logarithmique est utile pour traiter de l’atténuation

des ultrasons au cour de leur propagation dans les tissus, mais aussi pour

exprimer l’amplification des signaux en réception.

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L’oreille humaine est un capteur très performant pour les vibrations sonores. La

sensation auditive varie comme le logarithme de la stimulation. Ainsi, pour

provoquer une sensation auditive 2 fois plus forte, il est nécessaire de multiplier

par 10 l’intensité sonore. L’oreille est capable de percevoir des sons de très faible

amplitude mais aussi de très forte amplitude. On dit qu’elle bénéficie d’une très large « gamme dynamique », de l’ordre de 120dB, la « dynamique » exprimant le

rapport de la plus grande sur la plus petite intensité décelable. Tout ceci a pour

conséquence qu’il est plus commode d’exprimer la sensibilité de l’oreille (acuité

auditive) sur une échelle logarithmique. En pratique, l’évaluation de l’acuité

auditive d’un sujet (audiométrie) ne chiffre pas son seuil d’audition en valeur absolue de pression acoustique (c’est à dire en Pa) mais en valeur relative à

l’audition « normale », pour chaque fréquence sonore, d’une population de sujets

sains, ce qui permet de représenter l’audiogramme sur un graphique simple

(alors que le champ auditif a une forme complexe, car l’acuité n’est pas la même

pour toutes les fréquence, de même que la limite supérieure au delà de laquelle les sons ne donnent plus naissance à une perception auditive mais douloureuse).

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L’amplification comme l’atténuation de l’intensité ultrasonore sont exprimées en

décibels (dB). Il s’agit d’une notation en valeur relative sur une échelle

logarithmique, rapportant l’intensité mesurée à une intensité de référence (par

exemple l’intensité émise).

L’expression en décibels est utilisée en audiométrie, car l’oreille humaine est

capable de détecter des sons de très faible mais aussi de très forte intensité.

Seule une échelle logarithmique permet de rendre compte commodément d’une

gamme aussi étendue d’intensité. En outre, plutôt que d’exprimer l’acuité auditive d’un sujet en valeur absolue de pression acoustique, il s’est avéré préférable de

quantifier l’audition par rapport à l’acuité auditive moyenne d’une large population

normale. Le seuil d’audition, pour une fréquence donnée, dans cette population

normale est donc pris pour référence (I0), et l’acuité mesurée est exprimée en

comparaison à cette référence (I/I0).

On appelle dynamique le rapport entre la plus haute et la plus petite intensité

détectable ou mesurable. La dynamique de l’oreille humaine est normalement de

l’ordre de 120 dB. On peut de la même façon caractériser un système ultrasonographique par le rapport entre la plus forte et la plus petite intensité

acoustique qu’il peut détecter. La dynamique des appareils échographiques

actuels peut être égale ou supérieure à 120 dB.

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L’atténuation d’une onde ultrasonore est donc exprimée en dB, de même que

l’amplification du signal. Par exemple, une atténuation de -20dB a pour effet de

diviser l’intensité de l’onde par 100.

NB: le dB (déciBel) est le dixième du Bel

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Lorsque l’on définit une atténuation ou une amplification ultrasonore, il importe de

préciser si on l’exprime en intensité ou en amplitude.

Le graphique du haut représente la décroissance d’intensité d’un bruit blanc par paliers de 3 dB, tandis que le graphique du bas représente une décroissance par

paliers de 1 dB.

On retrouve le rapport de 20 entre intensité et amplitude (cf. supra).

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Lorsqu’elle se propage dans les tissus, l’onde ultrasonore rencontre des milieux de caractéristiques physiques différentes. Ces différences peuvent être exprimées en termes de densité (ρ), de vitesse de propagation des ultrasons (C), et d’impédance acoustique (Z). Cette dernière est égale au produit de la densité (masse volumique) par la vitesse de propagation des ultrasons ou célérité.

L’impédance acoustique de la graisse est ainsi inférieure à celle de l’eau, laquelle est inférieure à celle du cerveau, du rein et du sang. Le muscle présente une impédance acoustique plus grande, et l’impédance est encore beaucoup plus élevée pour l’os.

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La réflexion des ultrasons sur les interfaces dépend de la différence

d’impédance acoustique de part et d’autre. L’impédance acoustique Z est

le rapport de la pression acoustique sur la vitesse de vibration des

molécules du milieu ou tissu considéré, et elle dépend, comme nous

l’avons vu précédemment, de la masse volumique (ou densité) et du module d’élasticité du milieu, ainsi que de la vitesse de propagation des

ultrasons dans ce milieu.

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Voici quelques valeurs d’impédance acoustique de divers milieux ou tissus

biologiques. On constate que la densité et l’impédance varient dans le

même sens.

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Les différents milieux peuvent ainsi être classés en fonction de la vitesse

de propagation des ultrasons. Cette vitesse de propagation permet donc

de différencier les tissus entre eux, mais peut aussi, pour un même tissu,

être différente selon qu’il est sain ou pathologique.

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De même, les tissus se distinguent les uns des autres par la vitesse de

propagation des ultrasons. Cette vitesse est d’environ 1480 m/s dans

l’eau, plus basse dans la graisse, plus haute dans le sang et le muscle, et

beaucoup plus élevée dans les tendons et, surtout, dans l’os. En

moyenne, dans les tissus biologiques vivants, la vitesse de propagation des ultrasons est égale à 1540 m/s. C’est sur cette valeur de célérité des

ultrasons que sont réglés, d’une façon générale, les appareils

ultrasonographiques.

L’échographie repose sur la réflexion des ultrasons sur les limites

virtuelles de séparation entre tissus ou milieux d’impédance acoustiques

différente : les « interfaces ».

Une interface échographique est donc la surface de séparation de deux

milieux (ou tissus) d’impédance acoustique différente. Elle constitue un

réflecteur ultrasonore dit « spéculaire » (au sens ou ce réflecteur renvoie

l’énergie ultrasonore dans une direction déterminée, fonction de l’angle

d’incidence du faisceau ultrasonore sur l’interface).

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