Principes physiques de l’imagerie ultrasonore

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Le praticien en anesthésie réanimation© 2007. Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés

mise au point

Principes physiques de l’imagerie ultrasonore

Jean-Sébastien Petit (photo), Jean-Marc Malinovsky

Correspondance :

J.S. Petit, Département d’Anesthésie Réanimation, Hôpital Maison Blanche, CHU, 45 Rue Cognac-Jay, 51092 Reims [email protected]

échographie s’est progressivement imposée comme aide audiagnostic ou au traitement dans de nombreuses spécialitésmédicales ou chirurgicales. Les progrès technologiques,

avec l’apparition d’appareils portatifs, la baisse des coûts liée audéveloppement et aux logiques de fabrication, expliquent la généra-lisation de cette technique d’imagerie disponible au lit du malade.Les applications sont courantes en anesthésie-réanimation,comme le monitorage hémodynamique, la prise en charge despolytraumatisés, le contrôle de la pose des accès veineux centrauxet, plus récemment, l’aide à la réalisation des blocs anesthésiques.L’utilisation de cette technique passe par une connaissance mini-male de ses principes physiques généraux de la production desultrasons à la reconstruction d’une image.

Qu’est-ce qu’une onde ultrasonore

(1-3)

Une onde ultrasonore est une onde acoustique se propageantexclusivement dans la matière, par opposition aux ondes électro-magnétiques qui se propagent également dans le vide et qui sontà la base de la radiographie et la scannographie

(fig. 1)

.

L’

Figure 1. Ondes acoustiques.

Infrasons Sons Ultrasons Hypersons

16 kHz 20 kHz 200 MHz

Les ondes acoustiques sont des ondes mécaniques longitudinalescorrespondant à un transfert d’énergie vibratoire aux molécules dumilieu de propagation, sans transfert de matière. La vibration desmolécules du milieu de propagation correspond aux mouvementsde ces molécules de part et d’autre de leur position de repos, et ellese répète de façon cyclique à la fréquence de l’onde considérée. Cesmouvements entraînent des phénomènes de compression/relaxa-tion de ce même milieu de propagation.

L’onde ultrasonore est caractérisée d’une part par sa fréquence (

ν

)et sa période (T), d’autre part par sa longueur d’onde (

λ

) et sacélérité (C) au sein d’un milieu donné.

Période et fréquence

La fréquence (

ν

) d’une onde correspond au nombre de cycle vibra-toire par seconde, exprimé en Hertz (Hz) (1 Hz = 60 cycles parminute). La période d’une onde (T) est la durée d’un cycle vibra-toire, donc l’inverse de la fréquence.

Célérité et longueur d’onde

La célérité (C) correspond à la vitesse de propagation d’une ondeau sein d’un milieu donné. Elle dépend des caractéristiques dumilieu (compressibilité et masse volumique)

(fig. 2)

. On retrouveainsi, pour les ondes ultrasonores, des célérités différentes enfonction des milieux de propagation

(tableau 1)

. Dans les tissusmous, la célérité moyenne des ultrasons est de 1 540 m/s. Nous

Figure 2. Célérité.

1C

C : célérité (m/s)

χ : compressibilité m.s2.kg-1

ρ : masse volumique kg.m-3

χρ=

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Jean-Sebastien Petit, Jean-Marc Malinovsky

verrons plus loin l’importance de cette valeur pour la constructiondes images échographiques.La longueur d’onde (

λ

) est la distance parcourue par l’onde aucours d’une période (T), elle dépend de la fréquence de l’onde(inverse de la période), et de sa célérité (C)

(fig. 3)

.Bien que théoriques, ces notions de longueur d’onde et de fré-quence ont des applications pratiques importantes dans l’échogra-phie au quotidien. En effet, ces valeurs conditionnent la résolutionaxiale de l’image et l’atténuation du faisceau ultrasonore, et doncla profondeur d’exploration réalisable.La résolution axiale est la distance minimale séparant deux ciblesle long de l’axe de propagation des ultrasons, pour que leurs ima-ges apparaissent séparées. La limite de résolution axiale est égaleà la moitié de la longueur d’onde (

λ

/2). Ainsi

plus la longueurd’onde est faible, plus la fréquence est élevée et meilleure est larésolution axiale.

Les sondes hautes fréquences (12-15 MHz)auront donc une résolution axiale plus fine que les sondes bassesfréquences (2,5-3,5 MHz).Il faut noter que la résolution latérale, qui correspond à la distanceminimale séparant deux cibles transversales à l’axe de propagation

des ultrasons pour que leurs images apparaissent séparées, dépendquant à elle de l’épaisseur du faisceau ultrasonore. L’épaisseurminimale du faisceau ultrasonore, et donc la résolution latéraleminimale, se situe à une distance donnée et réglable de la sonde,dite distance de focalisation

(fig. 4)

.

L’atténuation du faisceau d’ultrasons correspond à la perte pro-gressive de son énergie lors de sa propagation. Elle conditionne laprofondeur maximale d’exploration réalisable. Elle dépend de lafréquence et de la longueur d’onde du faisceau d’ultrasons. Dans cecas, la relation est inverse avec une atténuation d’autant plus forteque la longueur d’onde augmente et que la fréquence est basse.

Ainsi, si avec les sondes hautes fréquences la résolution axiale estmaximale, la profondeur d’exploration est en revanche moindre carl’atténuation est maximale pour les fréquences élevées. L’inverseest vrai pour les sondes basses fréquences.

■

Les sondes à haute fréquence d’émission ont une meilleure

résolution axiale mais une moindre profondeur d’exploration

■

On comprend l’importance du choix de la sonde qui sera fonctionde l’organe à explorer, en particulier de sa profondeur, de sa struc-ture et de sa taille

(tableau 2).

Tableau 1Célérité en fonction des milieux de propagation.Milieu Célérité (m/s)Air 330

Eau 1 480

Tissus mous 1 540

Os 4 080

Figure 3. Longueur d’onde.

λ : longueur d’onde (m)

C : célérité (m/s)

ν : fréquence en Hertz (Hz)

λ λ ν= =C.T C⇒

Figure 4. Distance de focalisation.

Distance defocalisation

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Production et détection des ultrasons

(1-3)

La production et la détection des ultrasons se font par l’intermé-diaire d’un transducteur particulier : la sonde échographique dontle principe est basé sur l’effet piézo-électrique.

Ce transducteur est un élément transformant une énergie électri-que produite et traitée par un ordinateur (l’échographe) en uneénergie mécanique, l’onde ultrasonore.

Les échos ultrasonores en provenance du patient sont détectés parla même sonde effectuant alors l’opération en sens inverse, l’énergiemécanique (onde ultrasonore) étant transformée en une énergieélectrique traitée numériquement par l’échographe pour générerune image

(fig. 5)

.

Un échographe fonctionne par phases successives d’émissionultrasonore entrecoupées de phases d’écoute recueillant les échosultrasonores en provenance du patient. Ces échos sont traités parl’échographe et permettent de reconstituer une image.

La répétition de ce cycle émission-écoute se fait à une fréquencede l’ordre du KHz (1 000 périodes par seconde), ce qui permetd’obtenir une image en temps réel.

Effet piézo-électrique

Ce phénomène physique, découvert par Pierre et Jacques Curie en1880, correspond à la propriété de certains matériaux à se charger

électriquement lorsqu’ils sont comprimés, et réciproquement à secomprimer quand ils sont électriquement chargés

(fig. 6)

. Lemodèle historique de matériel piézo-électrique était le cristal dequartz. Les sondes d’échographie actuelles sont réalisées avec descéramiques de zirconate de titane qui possèdent ces mêmes carac-téristiques piézo-électriques.

L’application d’un courant alternatif sur ce type de matériauengendre des cycles de compression-décompression qui génèrentune onde mécanique dans le domaine de fréquence des ultrasons,cette onde pouvant se propager dans la matière du milieu deconduction. La fréquence dépend de l’épaisseur du cristal : pluselle est faible, plus la fréquence générée est élevée

(fig. 7)

.

Phénomène d’atténuation et origine de l’écho

(1-3)

L’atténuation globale du faisceau ultrasonore correspond à sadiminution d’intensité lorsqu’il traverse un milieu de propagationdonné. Elle dépend de l’impédance du milieu considéré (Z) et de lafréquence ultrasonore. L’atténuation est d’autant plus importanteque la fréquence est élevée. En conséquence, plus la fréquence estélevée, moins il est possible d’explorer des structures profondes.

Tableau 2Fréquences et profondeur d’exploration.Fréquence des ultrasons Profondeur d’exploration maximale2,5 – 3,5 MHz > 15 cm

5 MHz 10 cm

7,5 MHz 5-6 cm

10-15 Mhz 2-3 cm

Figure 5. Un transducteur particulier, la sonde échographique.

Courant électrique

Ultrasons

Figure 6. Effet piézo-électrique.

–––––

++++

+

Figure 7. Fréquence générée et épaisseur du cristal piézo-électrique.

Fréquence faible Fréquence élevée

La fréquence ultrasonore est d’autant plus élevée quel’épaisseur du cristal est faible.

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Impédance acoustique

L’impédance acoustique est une caractéristique propre du milieu.Elle correspond à la résistance à la propagation des ultrasons.Impédance d’un milieu et célérité des ultrasons dans ce milieusont reliées

(fig. 8,

tableau 3)

.De la notion d’impédance découle la notion d’interface qui corres-pond à la « jonction » entre deux milieux d’impédances différentes.L’atténuation est liée à différents phénomènes physiques affectantl’onde ultrasonore au cours de sa propagation : les phénomènesde réflexion, réfraction et diffraction. Notons que ces phénomènessont communs à d’autres types d’ondes comme les ondes électro-magnétiques.C’est le phénomène de réflexion qui est à l’origine de l’écho etdonc de l’image recueillie.

Le phénomène de réflexion : origine de l’écho

L’écho correspond à la réflexion d’une partie du faisceau ultra-sonore incident à chaque interface entre deux milieux, donnantnaissance à un faisceau réfléchi (écho à l’origine de l’image), et àun faisceau transmis poursuivant sa propagation

(fig. 9)

.En application du principe physique de conservation de l’énergie,la somme des énergies des faisceaux transmis et réfléchi est égaleà l’énergie du faisceau incident.Le coefficient de réflexion (R) est défini par le rapport entre l’éner-gie transmise et l’énergie réfléchie.

Ce coefficient est corrélé aux impédances des deux milieux succes-sifs

(fig. 10)

.

■

L’air représente un barrage pour les ultrasons

■

Ainsi s’explique l’imperméabilité de l’interface air/tissus mousaux ultrasons. L’impédance de l’air (Z

air

≈

400) est très inférieure àcelle des tissus mous (Z

T. mous

≈

1,5.10

6

). Le coefficient de réflexionest alors proche de 1. Dans ces conditions, la réflexion est totale.L’air représente un barrage pour les ultrasons qui ne peuvent plusexplorer des tissus mous sous-jacents, d’où la nécessité d’utiliserun gel de contact aqueux entre la sonde et le patient.

De l’écho à la reconstruction de l’image

(1-5)

Le faisceau réfléchi (écho) est détecté par la sonde d’échographie ettraité informatiquement par l’échographe pour construire une image.La localisation de l’écho par l’échographe se base sur deux principes : – la direction du faisceau réfléchi est unique et connu ;

Figure 8. Impédance acoustique.

Z : Impédance (kg.m-2.s-1)

ρ : masse volumique (kg.m-3)

C : célérité (m.s-1)

Z = .Cρ

Tableau 3Impédances en fonction du milieu de propagation des ultrasons.Milieu Impédance (kg.m–2.s–1 × 106)Eau 1,5

Tissus mous 1,3-1,7

Squelette 3,8-7,4

Poumon 0,26

Air 0,0004

Figure 9. Phénomène de réflexion.

Faisceau transmis (Ft)Faisceau incident (Fi)

Faisceau réfléchi (Fr)

InterfaceMilieu 1 (Z1) Milieu 2 (Z2)

Figure 10. Coefficient de réflexion à l’interface de deux milieux d’impédance acoustique Z1 et Z2.

R : coefficient de réflexion.

Z1 et Z

2 : Impédance de chaque milieu de propagation.

R =Z1 – Z2

Z1 + Z2

2

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– la distance à laquelle la réflexion se produit (d) peut être cal-culée à partir de la célérité moyenne des ultrasons dans les tissusmous (1 540 m/s), et du « temps de vol » (t) qui correspond autemps que les ultrasons mettent pour faire l’aller-retour entre lasonde échographique et l’interface siège de la réflexion

(fig. 11)

.

Représentation de l’image

(3-5)

Échographie mode A

L’échographie en mode A est la forme la plus simple de représen-tation de l’écho. Ce mode « historique » était utilisé en ophtalmo-logie afin de mesurer la dimension du globe oculaire et calculerpar exemple la puissance de l’implant lors de la chirurgie de lacataracte. Ce mode utilisait un seul faisceau ultrasonore de direc-tion constante. Il consistait à représenter l’amplitude de l’écho enfonction de sa profondeur sur l’écran d’un oscilloscope

(fig. 12)

.

Échographie mode B (brillance)

C’est le mode représentation utilisé actuellement en échographie.L’intensité de l’écho n’est plus représentée par une courbe surl’écran d’un oscilloscope, mais par la brillance d’un point sur unécran vidéo. Plus l’écho est intense, plus le point est brillant. Onobtient ainsi, le long du faisceau ultrasonore, une image enniveaux de gris, du blanc correspondant à un écho très intense aunoir correspondant à l’absence d’écho

(fig. 12)

.Actuellement, les sondes échographiques sont faites de plusieurstransducteurs produisant plusieurs faisceaux ultrasonores juxta-posés. Ces transducteurs activés de façon successive permettentde reconstituer une image sérielle en mode brillance de l’organe àétudier

(fig. 13)

.La répétition cyclique de l’activation successive des transducteurspermet de rafraîchir la coupe avec une fréquence de l’ordre de100 Hz, permettant de disposer ainsi d’images en temps réel.

Échographie Doppler

(1-5)

Effet Doppler et vélocimétrie Doppler

(fig. 14)

Le principe de l’effet Doppler correspond à la modification de lafréquence d’une onde quand elle est réfléchie par une structure enmouvement.

Ce phénomène est utilisé en médecine pour quantifier le mouve-ment des hématies dans un vaisseau sanguin. La différence defréquence entre le faisceau ultrasonore incident et le faisceauréfléchi dépendra du sens de déplacement des globules rouges etde leur vitesse.

Figure 11. Distance de réflexion.

d : distance de réflexion (m).

t : temps de vol (s).

1540 : célérité moyenne des ultrasons dans les tissus mous (m.s– 1).

d = 1540.t2

Figure 12. Échographie en mode A et en mode B (brillance).

Mode A Mode B

Figure 13. Coupe en mode brillance.

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Quand les hématies s’éloignent de la sonde, la fréquence réfléchieest supérieure à la fréquence incidente. À l’inverse, quand l’héma-tie se rapproche de la sonde, la fréquence réfléchie est inférieureà la fréquence incidente. La différence de fréquence observée (

Δν

)permet de déterminer la vitesse de déplacement des hématies

(fig. 15)

.

Échographie Doppler couleur

L’échographie Doppler couleur est la combinaison d’une écho-graphie en mode B et de la mesure par vélocimétrie doppler de lavitesse des hématies en mouvement au sein des structures vas-culaires présentes sur la coupe échographique.

Elle permet d’affirmer le caractère vasculaire (artériel ou veineux)d’une structure échographique et permet à partir de données ana-tomiques connues d’en déduire la position d’autres élémentscomme, par exemple, les troncs nerveux à bloquer lors d’une anes-thésie locorégionale.

Le principe de ce mode de représentation est basé sur le codagedes différentiels de fréquence (

Δν

) et donc des vitesses des héma-ties selon un spectre de couleur variable.

Par convention, les hématies s’éloignant de la sonde sont codéesen bleu, et celles s’en rapprochant en rouge. L’intensité des cou-leurs (bleu ou rouge) est quant à elle corrélée à la vitesse deshématies.

On obtient ainsi une coupe échographique classique en mode B,sur laquelle se superposent des images de flux sanguin en regarddes structures vasculaires.

Conclusion

Depuis plusieurs années déjà, l’échographie connaît un développe-ment rapide dépassant largement ses indications classiques quiétaient l’échographie obstétricale et l’échocardiographie. Elles’impose progressivement dans toutes les disciplines médicales,offrant ainsi au clinicien un outil d’aide au diagnostic et à la théra-peutique directement disponible au lit du malade. L’anesthésie-réanimation ne fait pas exception, comme en témoigne l’engouementactuel pour l’anesthésie locorégionale échoguidée dont on peut légi-timent supposer qu’elle deviendra le « gold standard ».

Une connaissance minimale de ses principes de fonctionnement,comme ceux détaillés dans cet article, est facilement accessible.Elle paraît nécessaire pour optimiser l’usage de cet outil, faciliterl’interprétation des images et en connaître les limites.

Références

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e

Ed. Paris : Flammarion ; 1975.

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In:

Bonnin A , Broussouloux C, Convard C,

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eds. Échographie, 3

e

Ed. Paris : Masson ; 2004.

Figure 14. Effet Doppler et vélocimétrie Doppler.

Sonde

Vaisseaux

νi : fréquence incidente en Hz

νr : fréquence réfléchie en Hz

V : vitesse en m.s-1

θ : angle d’insonation

C : célérité ultrasonore en m. s-1

νi

νr

Figure 15. Relation entre la différence entre les fréquences incidente et réfléchie et la vitesse de déplacement.

Δν : Différence entre la fréquence incidente et la fréquence réfléchie.

νi : Fréquence incidente.

V : Vitesse de déplacement du mobile (hématies).

C : Célérité des ultrasons dans le milieu de propagation.

θ : Angle entre le faisceau ultrasonore et l’axe de déplacement du mobile.

= ± Δν .V.cosθνi2.C

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