Production du faisceau ultrasonore : le transducteur piézoélectrique

Certaines substances cristallines, comme le quartz ou la tourmaline, ont une propriété appelée « effet piézoélectrique ». Quand une tension électrique leur est appliquée, ils changent de forme ; inversement, quand ils sont fortement comprimés et déformés, ils produisent un courant électrique (le préfixe piézo vient d’un mot grec signifiant « presser, comprimer »). Ainsi, quand une telle substance est soumise à des impulsions électriques, elle oscille et change cycliquement de forme, et ainsi transforme ou « transduce » l’énergie d’une forme électrique à une forme mécanique. Cette oscillation se produit à la « fréquence de résonance » du cristal, fréquence inversement proportionnelle à son épaisseur. Le fonctionnement des montres digitales, dans lesquelles une batterie fournit l’énergie électrique provoquant la résonance du cristal de quartz, est un exemple quotidien de l’utilisation de la piézoélectricité. Les sondes à ultrasons modernes utilisent un matériau offrant des propriétés piézoélectriques supérieures à celles du quartz, comme le titano-zirconate de plomb. Des recherches récentes suggèrent que ces substances se déforment probablement dans plus d’un plan quand une tension leur est appliquée, accroissant ainsi l’effet piézoélectrique.

Propagation de l’onde ultrasonore

Alors que la vitesse du son dans l’air est d’environ 330 m/s, il se déplace approximativement 5 fois plus vite dans l’eau, qui est un milieu proche de la plupart des tissus du corps humain. Dans le sang et les tissus mous, les ultrasons se déplacent à environ 1540 m/s, ou à 1,54 mm/μs ; les appareils médicaux à ultrasons effectuent leurs calculs sur cette base. Le contact entre l’extrémité de la sonde et la peau est optimisé par l’utilisation d’un gel conducteur. À partir de là, le faisceau ultrasonore traverse les tissus et il peut être transmis, réfléchi, réfracté, dispersé, ou même transformé sous une autre forme (par exemple en énergie calorifique). Ce qui se produit dans une situation particulière dépend des propriétés des tissus par lesquels passe le faisceau.

L’onde traverse le milieu jusqu’à ce qu’elle rencontre une interface (figure 2.1). En ce lieu, la plupart des faisceaux sonores sont transmis ou réfléchis : le rapport de l’amplitude de l’onde réfléchie à l’onde incidente est le coefficient de réflexion et le rapport de l’onde transmise à l’onde incidente est le coefficient de transmission (figure 2.1). Le principe de conservation d’énergie implique que si davantage d’énergie est réfléchie, moins d’énergie est transmise, et vice-versa. Le degré de réflexion ou de transmission du faisceau sonore dépend de la différence d’impédance acoustique des tissus, ceci étant défini comme le produit de la densité du tissu par la vitesse du son à l’intérieur de ce tissu. Le son transmis est réfracté, c’est-à-dire qu’il traverse le tissu, mais avec une direction modifiée selon un angle proportionnel à la différence de densité des tissus (figure 2.1).

Figure 2.1 Une onde acoustique traverse le milieu jusqu’à ce qu’elle rencontre une interface acoustique. À ce point, l’essentiel du faisceau sonore est transmis ou réfléchi : le rapport de l’onde réfléchie à l’onde incidente est le coefficient de réflexion. L’onde transmise est réfractée, c’est-à-dire que la trajectoire est modifiée par la création d’un angle par rapport au trajet du faisceau incident.

D’après Feigenbaum H, Armstrong WF, Ryan T. Feigenbaum’s echocardiography. 6^e éd. Philadelphie : Lippincott Williams and Wilkins ; 2005. p. 14.

Bien qu’il soit possible d’imaginer que les ondes acoustiques soient réfléchies selon la loi du « tout ou rien » (figure 2.2), cela est rarement le cas dans le corps humain. Bien que la quantité d’énergie sonore réfléchie vers la sonde émettrice dépende de l’angle constitué entre l’onde incidente et la surface de réflexion (figure 2.2b), les ondes réfléchies sont aussi typiquement dispersées à des degrés variables. Il est d’autant plus probable que cela se produise sur des surfaces irrégulières ou par le contact avec de très petits objets (surtout inférieurs à une longueur d’onde) [figures 2.2c 0 2.2e]. De plus hautes fréquences et, en conséquence, des longueurs d’onde plus courtes réduisent le risque de dispersion en augmentant la quantité de son qui revient à la sonde. Une partie de l’énergie sonore est aussi absorbée ; comme la friction, cela produit de la chaleur. Le niveau auquel cela se manifeste est déterminé par la fréquence de l’onde et la distance parcourue par elle ; il est plus grand pour de plus longues distances et pour les plus hautes fréquences. L’énergie sonore est perdue à un taux approximatif de 0,5–1 dB/cm/MHz. L’énergie ainsi perdue ne peut donc pas revenir à la sonde pour participer à former une image. Ainsi un compromis est-il nécessaire entre une fréquence assez élevée pour limiter la dispersion et assez basse pour pénétrer à une profondeur adaptée sans produire de chaleur excessive. En conséquence, des transducteurs de haute fréquence sont utilisés pour obtenir des images détaillées de structures superficielles ; par exemple, une fréquence de 10 à 15 MHz pourrait être utilisée pour examiner la thyroïde, alors qu’une fréquence de 2 MHz serait choisie pour produire des images (moins détaillées) de structures intra-abdominales chez un patient obèse. Comme point de référence, il faut considérer qu’un transducteur de 10 MHz permet seulement de pénétrer le tissu corporel à une profondeur d’environ 8 cm.

Figure 2.2 Le son qui n’est pas transmis peut être réfléchi ou dispersé par une surface. Les réflecteurs parfaits (A,B) n’existent pas dans la nature, mais les aiguilles d’acier ou les valves prothétiques en métal peuvent se comporter comme telles. La dispersion du son a plus de chances de se produire au contact de surfaces irrégulières, rugueuses (C,D) ou par la rencontre avec de très petits objets, particulièrement s’ils sont plus petits qu’une longueur d’onde (E). Les ondes acoustiques dispersées sont perdues et ne reviennent pas à la sonde ; elles ne peuvent donc pas contribuer à la formation de l’image.

D’après Sidebotham D, Merry A, Legget M, éds. Practical perioperative transoesophageal echocardiography. Londres : Elsevier ; 2003. p. 17.

Mesure des distances des structures fixes

Un transducteur peut être fait pour émettre une brève impulsion sonore et attendre ensuite le retour du son réfléchi (figure 2.3). Une horloge dans le système peut mesurer précisément l’intervalle de temps qui sépare l’émission du son du retour de l’onde sonore. Comme cela correspond exactement au temps que prend l’onde pour aller vers l’objet et revenir, et comme il est connu que la vitesse du son est de 1,54 mm/μs, la distance des objets échogènes peut ainsi être calculée. Une analogie peut être faite avec la chute d’une pierre dans un puits, lorsque le temps avant d’entendre l’impact de la pierre sur l’eau est utilisé pour estimer la profondeur du puits.

Figure 2.3 Un transducteur émet une impulsion sonore brève et attend ensuite que la portion réfléchie de l’impulsion sonore revienne. Le temps nécessaire entre l’émission de l’impulsion et la réception de l’impulsion réfléchie dépend seulement de la distance entre la sonde et la surface réfléchissante, surface qui est contenue dans le volume d’échantillonnage.

D’après Savage RM, Aronson S, éds. Comprehensive textbook of intraoperative transesophageal echocardiography. Philadelphie : Lippincott Williams and Wilkins ; 2005. p. 15.

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