3: Principes physiques en échographie


Principes physiques en échographie



Caractéristiques de l’ultrason


L’oreille humaine détecte des ondes dont la fréquence varie de 20 à 20 000 Hz. Les ultrasons sont des ondes dont la fréquence est supérieure à 20 000 Hz ou 20 kHz, et donc inaudibles pour l’homme. La technologie médicale utilise des ondes de fréquence de 2,5 à 15 MHz.


L’ultrason est une forme d’énergie sonore mécanique qui traverse un milieu conducteur. C’est une onde longitudinale qui produit en alternance une compression (haute pression) et une raréfaction (basse pression). Un cycle est la combinaison d’une raréfaction et d’une compression. La propagation peut être représentée par une onde sinusoïdale caractérisée par (fig. 3.1) :




Bien que la vitesse du son varie en fonction des différents tissus biologiques qu’il traverse, on adopte en général une valeur moyenne de 1 540 m/s pour la plupart des tissus mous humains. La vitesse de l’onde ν, qui est donc une constante, se calcule en multipliant la longueur d’onde (λ) par la fréquence (f).


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Ainsi, un son de haute fréquence a une longueur d’onde courte, et un son de basse fréquence a une longueur d’onde élevée. Par exemple, la longueur d’une onde sonore de 2 MHz égale 0,77 mm, alors qu’une onde de 15 MHz a une longueur de 0,10 mm.


Le tableau 3.1 résume la vitesse des ondes ultrasonores selon le milieu traversé.




Production d’une onde ultrasonore


Un champ électrique appliqué à une mosaïque de cristaux piézoélectriques situés à la surface d’un capteur fait vibrer ces cristaux. Chacun des cristaux piézoélectriques génère alors une onde ultrasonore ; il y a donc conversion d’énergie électrique en énergie mécanique ou énergie ultrasonore (fig. 3.2). La somme des ondes produites forme un faisceau ultrasonore. Les ondes ultrasonores sont générées sous forme d’impulsions (trains intermittents d’ondes de pression), chaque impulsion se composant de deux à trois cycles de même fréquence (fig. 3.3).




La longueur d’impulsion (PL pour pulse length) est égale à la distance parcourue par une impulsion avant l’impulsion suivante du même cycle. Les ondes ayant des longueurs d’impulsion brèves améliorent la résolution axiale de l’image ultrasonore. La présence des matériaux amortisseurs de la sonde ne permet pas de réduire le nombre de cycles d’une longueur d’impulsion en dessous de deux ou trois.


La fréquence de répétition de l’impulsion représente le nombre d’impulsions émises par la sonde par unité de temps. Les impulsions ultrasonores doivent être suffisamment espacées dans le temps pour permettre au son d’atteindre sa cible et de revenir à la sonde avant que l’impulsion suivante soit produite. En imagerie médicale, la fréquence de répétition de l’impulsion varie de 1 à 10 kHz.


Prenons l’exemple suivant : si la fréquence de répétition de l’impulsion égale 5 kHz, l’intervalle de temps entre deux impulsions (ou la période de répétition) est de 0,2 ms (1 seconde/5 000) ; il faut alors que l’onde atteigne la cible en 0,1 ms et retourne à la sonde en 0,1 ms. Cela signifie que l’onde se propage sur une distance de 15,4 cm avant l’émission de l’impulsion suivante (soit 1 540 m/s × 0,1 ms).



Production d’une image ultrasonore


Une image ultrasonore est générée lorsque les ondes émises par une sonde traversent les différents tissus, sont réfractées ou réfléchies et captées à nouveau par les cristaux de la sonde (fig. 3.4).



La sonde attend le retour de l’onde (ou son écho) après chaque impulsion, transforme l’énergie mécanique résiduelle de l’onde en un signal électrique, qui est lui-même converti en image sur l’écran. On appelle la conversion du son en énergie électrique l’effet piézoélectrique, découvert par les frères Curie en 1980 (fig. 3.2)


L’image peut être affichée de différentes manières :



Le mode B est le plus fréquemment utilisé en anesthésie régionale échoguidée.


Pour produire, afficher et stocker des images ultrasonores, un scanner ultrasonore doit être composé de cinq éléments :




Interactions entre ultrason et tissus


Dans les tissus, l’amplitude du signal original s’atténue en fonction de la profondeur de pénétration du faisceau d’ultrasons. L’atténuation ou perte d’énergie est due à :



Dans les tissus mous, 80 % de l’atténuation de l’onde sonore est provoquée par l’absorption, productrice de chaleur.


L’atténuation, mesurée en décibels par centimètre de tissu, est représentée par le coefficient d’atténuation du tissu spécifique. Plus l’onde ultrasonore est atténuée par le tissu spécifique, plus le coefficient d’atténuation sera élevé. L’os, qui réduit sensiblement la transmission du faisceau ultrasonore, a un coefficient d’atténuation très élevé. Le degré d’atténuation varie aussi directement avec la fréquence et la distance parcourue par l’onde. De manière générale, une onde de haute fréquence est associée à un coefficient d’atténuation élevé limitant la pénétration tissulaire ; a contrario, une onde de basse fréquence pénètre les tissus en profondeur en raison d’un faible coefficient d’atténuation.


Pour compenser l’atténuation, il est possible d’amplifier l’intensité du signal de l’écho, qui est l’onde de retour. Le degré d’amplification du récepteur est appelé gain. Augmenter le gain permet d’amplifier le signal répercuté, mais pas le signal transmis. L’augmentation du gain global intensifie la luminosité de l’image, y compris le bruit de fond. Il est préférable d’ajuster la compensation du gain dans le temps (time gain compensation ou TGC) pour amplifier sélectivement les signaux les plus faibles renvoyés par les structures les plus profondes.


L’étendue de la réflexion est directement proportionnelle à la différence des impédances acoustiques à l’interface de deux tissus différents. L’impédance acoustique représente la résistance d’un tissu au passage de l’onde ultrasonore. Ainsi, la quantité de réflexion augmente avec le degré de disparité entre deux impédances. Le degré de réflexion de l’air est très élevé parce que son impédance acoustique est extrêmement faible par rapport aux tissus environnants. Il est donc très important d’appliquer à la surface de la sonde suffisamment de gel conducteur (couplage acoustique) pour éliminer les poches d’air entre la sonde et la peau, éviter une réflexion trop importante et favoriser la pénétration des ondes en profondeur. L’os produit également une forte réflexion en raison d’une impédance acoustique extrêmement élevée relativement aux tissus avoisinants.


L’angle d’incidence est lui aussi un élément déterminant de la réflexion. Une onde ultrasonore percutant une interface lisse à un angle de 90° engendre une réflexion perpendiculaire. À un angle inférieur à 90°, l’onde incidente est détournée de la sonde sous un angle égal, mais de direction opposée à l’angle d’incidence (angle de réflexion). Le signal de l’écho est alors plus faible, l’image plus foncée. Ceci explique pourquoi il est difficile de distinguer une aiguille insérée dans les tissus sous un angle important (> 45° par rapport à la surface de la peau).


La réflexion est dite spéculaire lorsque l’angle de réflexion est égal à l’angle d’incidence de l’onde. La réflexion spéculaire apparaît au niveau d’interfaces planes et lisses, lorsque l’onde transmise est réfléchie dans une seule direction, en fonction de l’angle d’incidence. Les aiguilles, les gaines des fascias, le diaphragme et les parois des gros vaisseaux constituent des réflecteurs spéculaires. Pour qu’apparaisse une réflexion spéculaire, il est nécessaire que la longueur d’onde de l’ultrason soit inférieure à celle de la structure réfléchissante (fig. 3.5).


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Jun 25, 2017 | Posted by in MÉDECINE INTERNE | Comments Off on 3: Principes physiques en échographie

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