ULTRASONS - Échographie appliquée à la biologie et à la médecine

ULTRASONS - Échographie appliquée à la biologie et à la médecine

L’utilisation des ultrasons en biologie et en médecine est fondée sur la réception des échos ultrasonores renvoyés par les surfaces de discontinuité d’impédance situées dans les tissus. Il importe que l’impédance du matériau exploré ne soit ni trop faible (cas de l’air, donc du tissu pulmonaire qui en est gorgé) ni trop élevée (cas des matières minérales dures, donc de l’os), et c’est pourquoi la technique d’échographie trouve son principal champ d’application dans l’étude des tissus mous. Elle s’y est affirmée sans rivale par la précision et la finesse des informations obtenues après l’analyse des échos, à l’aide d’un appareillage électronique approprié. Les utilisations cliniques de l’échographie dans l’exploration des voies biliaires et du foie, du pancréas, de la rate, des reins et des surrénales, du cœur, de la thyroïde, des testicules ou des seins, et enfin de l’utérus gravide sont devenues indispensables à la médecine moderne.

1. Échographie mode A

La figure 1 montre le principe de l’échographie mode A: une horloge synchronise le déclenchement d’une impulsion électrique au niveau de l’oscillateur avec le départ d’une base de temps au niveau de l’oscilloscope; cette impulsion excite le transducteur piézoélectrique, lequel émet à son tour une impulsion ultrasonore d’autant plus brève que l’amortissement du transducteur dans son boîtier est plus grand.

La fréquence centrale des vibrations des transducteurs utilisés pour le diagnostic médical varie entre 3 MHz et 5 MHz, sauf en ophtalmologie où elle peut atteindre 20 MHz.

Cette impulsion ultrasonore pénètre dans le tissu biologique et une fraction de l’énergie qu’elle contient sera réfléchie par la première discontinuité d’impédance rencontrée. L’impulsion réfléchie constitue l’écho , qui, de retour sur le transducteur, y engendre une impulsion électrique, laquelle, après amplification, sera détectée, c’est-à-dire redressée puis démodulée et amplifiée cette fois à basse fréquence pour fournir le signal «vidéo» envoyé sur les plaques de déflexion verticales de l’oscilloscope.

Si c désigne la célérité des ultrasons dans le tissu et t le temps qui s’écoule entre 2 échos provenant de 2 interfaces distincts, la distance séparant ces 2 interfaces sera c.t 2. En prenant pour valeur moyenne de la célérité des ultrasons dans les tissus mous des organes 1 540 m/s, on peut étalonner le temps sur l’écran de l’oscilloscope pour lire directement la distance calculée entre les 2 échos.

Il convient dès à présent de formuler deux remarques qui s’appliquent également à l’échographie mode B:

1. Pour avoir une bonne résolution en profondeur, c’est-à-dire pour pouvoir distinguer sur l’écran 2 échos provenant de 2 interfaces très rapprochés, il est indispensable que ces échos ne puissent pas se chevaucher, donc que les impulsions à l’émission soient les plus courtes possible (de l’ordre de la microseconde).

2. En supposant que l’épaisseur maximale des organes explorés ne dépasse pas 20 cm, il faut que l’intervalle de temps séparant 2 impulsions consécutives à l’émission soit suffisamment grand pour permettre à l’écho le plus profond de revenir sur le transducteur avant l’émission de la seconde impulsion, soit:

Autrement dit, pour une durée d’impulsion de une microseconde, le transducteur devra avoir une durée de réception 250 fois plus longue que sa durée d’émission.

Si l’échographie mode A qui vient d’être décrite constitue la plus ancienne application des ultrasons au diagnostic médical, il faut admettre qu’elle est largement supplantée par les «images» ultrasoniques statiques ou dynamiques fournies par l’échographie mode B.

Il n’en reste pas moins que les échographes mode B possèdent tous un dispositif mode A, ne serait-ce que pour mesurer certaines distances d’intérêt dans l’organe examiné, en particulier pour la mesure du diamètre bipariétal du crâne du fœtus dans l’utérus ou pour celle des dimensions d’une tumeur.

2. Échographie mode B

Échographie mode B monosonde à balayage manuel

Pour constituer une image ultrasonore en mode B monosonde à balayage manuel, la sonde est déplacée manuellement sur le plan cutané le long d’une ligne qui sera le lieu des projections de toutes les discontinuités d’impédance présentes dans le plan de coupe de l’organe examiné; de plus, le signal «vidéo», au lieu d’être envoyé comme en échographie A sur les plaques de déflexion verticales de l’oscilloscope, est envoyé sur la grille de ce tube où il modulera l’intensité du faisceau d’électrons, donc la brillance des points sur l’écran; quant aux plaques de déflexion de l’oscilloscope, elles sont reliées à 2 bases de temps différentes, comme dans un balayage de télévision. Les coordonnées X, Y et la coordonnée angulaire (cette dernière représentant l’angle que fait à chaque instant du balayage l’axe de la sonde avec la verticale) sont affichées sur l’écran au moyen de potentiomètres reliés eux-mêmes aux plaques de déflexion de l’oscilloscope. Ainsi vont se trouver matérialisés sur toute ligne de tir une suite d’échos d’autant plus brillants que les discontinuités d’impédance qui leur ont donné naissance seront plus fortes. L’ensemble des lignes de tir réalisées au cours du balayage crée l’image de la coupe de l’organe dans le plan du balayage. Il faut souligner que les réflexions spéculaires concernent essentiellement les discontinuités d’impédance dont les dimensions géométriques sont grandes par rapport à la longueur d’onde ultrasonore utilisée et ne visualiseront que les contours extérieurs de l’organe étudié; au contraire, les discontinuités d’impédance de même ordre de grandeur que la longueur d’onde ou plus petites fournissent par la rétrodiffusion des détails informatifs sur la nature et les dimensions des petites inhomogénéités dans l’organe.

Le paragraphe relatif à l’échographie mode A a traité de la résolution en profondeur, qui s’applique également à la capacité de distinguer en échographie B deux points très rapprochés sur une même ligne de tir; cette résolution, comme il a été montré, ne dépend que de la brièveté des impulsions ultrasonores émises. En fait un autre type de résolution cette fois «latérale» constitue également un critère de qualité pour l’obtention d’une bonne échographie; il s’agit en l’occurrence de pouvoir distinguer deux points très rapprochés sur une même horizontale. Il est intuitif que le seul moyen pour y parvenir est de disposer d’un transducteur «focalisé». La figure 2 montre qu’on peut focaliser un transducteur soit en lui donnant la géométrie d’une coupelle sphérique, soit en lui adjoignant une lentille acoustique. Malheureusement, une bonne focalisation ponctuelle se fait au détriment de la profondeur de champ, d’où la nécessité, avec les monosondes de l’échographie B manuelle, d’un compromis qui ne permet guère d’espérer une résolution latérale inférieure à 2 millimètres. D’autres critiques légitimes ont également été formulées au sujet de l’échographie B à monosonde; en particulier le fait que le balayage manuel exige de l’opérateur un entraînement prolongé afin de lui éviter de «construire» certaines images artefactuelles.

Mais surtout le balayage manuel, du fait de sa lenteur (plusieurs secondes sont nécessaires à l’élaboration d’une image), ne permet pas de visualiser en temps réel des organes mobiles comme le cœur ou les vaisseaux.

Toutes ces raisons font que, depuis plusieurs années, l’échographie mode B statique avec monosonde, grâce à une innovation technologique importante, s’est transformée en échographie mode B «dynamique», dite encore échographie en «temps réel».

Échographie mode B en temps réel

Les échographes susceptibles de fournir des images à une cadence de 30 à 50 images par seconde ont été, initialement, de deux types: à sonde linéaire multiéléments ou à sonde à balayage sectoriel.

Échographes à sonde linéaire multiéléments La figure 3 montre une barrette «multiéléments» où se trouvent juxtaposés sur un même support rectiligne quelque 160 petits transducteurs piézoélectriques, de 1 mm de largeur, et découplés les uns des autres mécaniquement par des sillons de 0,5 mm de large, d’où une longueur totale de la barrette de l’ordre de 24 cm.

En excitant séquentiellement ces transducteurs par paquets de 64 simultanément et en décalant chaque tir de 2 céramiques de la gauche vers la droite, on obtient 80 tirs de 64 lignes chacun. Comme le calcul a montré (voir échographie A) qu’entre 2 tirs consécutifs on devrait laisser s’écouler 250 microsecondes, les 80 tirs précédents s’effectueront en 80 憐 250 microsecondes = 0,02 seconde, et ainsi le nombre d’images obtenu en 1 seconde sera 1/0,02 = 50, nombre parfaitement compatible avec une excellente visualisation d’organes en mouvement comme le cœur ou les vaisseaux. En fait, les images obtenues avec une telle barrette dont les lignes de tir sont parallèles, donc sans focalisation, seraient ininterprétables puisque la résolution latérale serait de l’ordre de plusieurs centimètres. Comme les procédés de focalisation géométrique sont inapplicables à une telle barrette rectiligne, on a eu recours à la focalisation électronique au moyen de lignes à retard, dont la figure 4 indique le principe. Une onde sphérique provenant du point F va rencontrer d’abord ceux des transducteurs situés au voisinage de l’axe de symétrie de la barrette et seulement un instant plus tard ceux qui sont éloignés de cet axe, si bien que chaque transducteur délivre un signal de réception à un instant différent de celui délivré par un autre transducteur; il en résulte que la somme de ces petits signaux dispersés dans le temps produit un signal résultant de faible amplitude étalé dans le temps et l’espace. Au contraire, si à la sortie des transducteurs on dispose un ensemble de lignes à retard ayant pour rôle de retarder le signal le plus précoce par rapport à ceux provenant des extrémités de la barrette, on a transformé à la réception l’onde sphérique ayant F pour centre en une onde plane; et les signaux émis par tous les transducteurs atteignent tous au même instant le circuit de réception fournissant une réponse globale de forte amplitude et de courte durée, alors qu’un signal en provenance d’un point éloigné de F donnera une réponse globale pratiquement nulle. En d’autres termes, le système des lignes à retard réalise une véritable «lentille» électronique.

La résolution latérale obtenue avec de telles barrettes est excellente (de l’ordre de 1 mm), mais la dimension importante de la barrette limite son utilisation à l’exploration des organes (foie, rate) ou de gros vaisseaux abdominaux ainsi qu’à l’obstétrique. Par contre, en échocardiographie, où la sonde doit pouvoir être placée sur une faible distance au niveau d’un espace intercostal, la barrette est inutilisable.

Échographes utilisant des sondes à balayage sectoriel

Parmi les échographes utilisant des sondes à balayage sectoriel, les plus économiques, voire les plus fiables sont les échographes à balayage sectoriel mécanique. Ils sont équipés d’une sonde à l’intérieur de laquelle le transducteur focalisé (ayant la forme à cet effet d’une coupelle sphérique) pivote autour d’un axe, entraîné par un petit moteur. Les lignes de tir se distribuent sur un secteur angulaire. Un tel dispositif est capable de fournir des images à la cadence de 20 à 30 images par seconde.

Un autre système plus performant mais plus coûteux est l’échographie à balayage sectoriel électronique, qui utilise, comme le montre la figure 5, une quarantaine de petits transducteurs réalisant une sonde multiélément 4 fois moins grand que la barrette linéaire. Une distribution de lignes à retard derrière chacun de ces transducteurs permet à l’émission de chaque transducteur d’engendrer une ondelette légèrement décalée dans le temps par rapport à l’ondelette émise par le transducteur adjacent de sorte que l’enveloppe de ces ondelettes constitue à chaque instant une onde plane, dirigée dans le cas de figure vers la droite; un registre à décalages permet de faire varier rapidement la distribution des retards de sorte que l’onde plane oscille de droite à gauche et de gauche à droite à la fréquence choisie. La focalisation de ce type d’échographes ne peut être qu’électronique, d’où leur coût élevé.

La principale utilisatrice des sondes à balayage sectoriel est la cardiologie. En effet, jusqu’à l’apparition de tels «imageurs» dynamiques, la seule application cardiologique des ultrasons était l’échographie unidimensionnelle encore appelée échographie T.M. (temps-mouvement), dont la figure 6 rappelle brièvement le principe. Une monosonde explore sur une seule ligne de tir les cavités cardiaques. Comme les échos issus des structures mobiles (valves auriculo-ventriculaires, par exemple) sont présents en mode échographique B sous forme également mobile, il suffit de faire défiler sur un écran à mémoire la ligne de tir où les échos auront une position spatiale fonction du temps.

Les tracés ainsi obtenus sont des courbes périodiques qui permettent d’étudier les dimensions ainsi que les mouvements des structures cardiaques et de détecter les cas pathologiques. Finalement, à cette échographie T.M. le cardiologue ajoute l’information fournie par l’échocardiographie bidimensionnelle qui n’est autre que l’échographie cardiaque temps réel obtenue avec un échographe à balayage sectoriel.

L’amélioration indiscutable de la résolution latérale des images échographiques apportée par la génération des échographes munis de sondes multiéléments a rendu possibles des diagnostics ultrasonores jusqu’ici réputés irréalisables, tels le diagnostic de certaines cardiopathies congénitales du fœtus au cours des grossesses ou la pratique devenue courante en médecine néonatale de l’échoencéphalographie à travers la fontanelle de jeunes enfants permettant l’exploration des hémisphères cérébraux, la détection de tumeurs ou de malformations ventriculaires cérébrales, et enfin, en gynécologie, la détection des follicules sur l’ovaire ou celle de l’ovulation, etc.

3. Vélocimétrie Doppler ultrasonore

On sait que toute onde réfléchie partiellement ou diffusée par une cible mobile se déplaçant à une certaine vitesse possède une fréquence légèrement décalée par rapport à la fréquence de l’onde incidente qui lui a donné naissance. De plus, ce petit décalage de fréquence est en première approximation proportionnel à la vitesse de déplacement de la cible réfléchissante.

Un tel phénomène commun à toutes les ondes s’applique naturellement aux ultrasons; son application médicale la plus largement diffusée à ce jour est l’effet Doppler ultrasonore à émission continue permettant de mesurer la vitesse moyenne d’écoulement du sang dans les vaisseaux grâce aux globules rouges jouant le rôle de cibles diffusantes mobiles.

Le signal Doppler est fourni au médecin sous diverses formes, soit sous forme d’un signal de tension électrique enregistré en continu après que le décalage de fréquence Doppler ait été transformé, par un fréquencemètre, en signal de tension, soit sous forme d’un signal sonore lorsque, après démodulation, le signal Doppler est appliqué à un haut-parleur, soit sous forme du spectre du signal Doppler après passage dans un analyseur du spectre (fig. 7).

L’exploration de l’arbre vasculaire au niveau de l’abdomen, des membres et surtout des artères carotidiennes, par enregistrement de signaux Doppler continus, permet la détection de sténoses vasculaires complètes ou incomplètes, le plus souvent en rapport soit avec la formation de caillots sanguins intravasculaires, soit avec l’épaississement pathologique des parois artérielles.

L’étude spectrale du signal Doppler semble apporter à de telles explorations une information complémentaire non négligeable. Toutefois, dans la mesure où cette vélocimétrie Doppler à émission continue ne fournit qu’une estimation de la valeur moyenne de la vitesse d’écoulement du sang mais ne renseigne pas sur le profil de cet écoulement, donc sur le régime de l’écoulement, des vélocimètres Doppler à émission «pulsée» ont vu le jour.

Le principe de ces appareils est exposé sur la figure 8, où une sonde à émission pulsée (comme celle d’un échographe) est placée sous une inclinaison constante par rapport à l’axe du vaisseau; les réflexions spéculaires qui s’effectuent aux points A et B du vaisseau se traduisent par les échos A et B situés entre deux impulsions incidentes consécutives; entre ces deux échos spéculaires A et B de forte amplitude apparaissent un grand nombre d’échos de faible amplitude qui traduisent la diffusion des ultrasons par les globules rouges, donc porteurs de l’information Doppler. On déplace alors le long du signal, entre A et B, une porte électronique dont la largeur représente une durée de 1 microseconde; elle permet de sélectionner entre A et B les échos diffusés par les hématies situées dans différentes couches cylindriques à l’intérieur du vaisseau. Ainsi, pour une position déterminée de la porte, on extrait comme précédemment le décalage de fréquence Doppler d’où l’on déduit la vitesse des hématies dans un secteur élémentaire du vaisseau; en recommençant l’opération pour plusieurs positions de la porte entre A et B, il est possible de reconstituer le profil des vitesses et d’évaluer le régime de l’écoulement et certaines propriétés rhéologiques du sang, d’où l’appellation parfois attribuée à cette méthode de «rhéovélocimétrie » Doppler.

On peut également, à condition de faire l’hypothèse d’une section droite circulaire du vaisseau, mesurer le diamètre de celui-ci, à partir de la connaissance du temps écoulé entre A et B et de l’angle d’inclinaison de la sonde et, connaissant le diamètre à partir de la vitesse, calculer le débit.

Une intéressante application de cette débitmétrie associée à l’échographie B dynamique est la localisation de la veine ombilicale du fœtus et la mesure du débit sanguin dans cette veine, mesure qui permet de suivre la régularité de la croissance du fœtus.

4. Applications des ultrasons en diagnostic médical et prospectives

Échographie préopératoire

Les services de chirurgie utilisent l’échographie mode B et mode A pour détecter au cours de l’opération un calcul dans le canal cholédoque, cette méthode rapide et efficace exige seulement la stérilisation de la sonde ultrasonore et remplace avantageusement les mesures manométriques anciennes.

Échographie guidée par endoscopie

La miniaturisation de certaines multisondes permet en se guidant par endoscopie de visualiser des organes inaccessibles à l’échographie par voie extérieure, telle l’échographie du pancréas guidée par endoscopie gastrique.

Seinographie par reconstruction d’images sur calculateur

La technique de la seinographie par recontruction d’images sur calculateur consiste à placer autour du sein immergé dans de l’eau thermostatée une couronne de transducteurs, alternativement émetteurs et récepteurs, et à mesurer avec des compteurs très rapides les «temps de vol» des séquences ultrasonores transmis par le sein, ce qui revient à pratiquer des mesures de célérité. Il est également possible avec le même dispositif de mesurer des coefficients d’atténuation selon toutes les lignes de tir traversant le sein; après quoi l’image de la coupe du sein est reconstruite par l’ordinateur à l’aide d’algorithmes voisins de ceux utilisés par le tomodensitomètre à rayons X.

Caractérisation tissulaire

Les méthodes de caractérisation tissulaire sont soit des méthodes d’analyse de texture du tissu examiné, où on s’efforce par des méthodes statistiques (analyse multivariante) de définir la «signature» des échos mode A, soit des méthodes de mesure des paramètres de propagation dans les tissus, tels qu’atténuation globale, diffusion, impédance, et de reconstruire à partir de ces données quantitatives une image elle-même quantifiée.

Ces techniques prometteuses déjà réalisées in vitro sur des échantillons de tissus sains et pathologiques sont encore d’un abord difficile in vivo où elles doivent exploiter les signaux échographiques avant leur détection. Il semble toutefois qu’à terme ces images quantitatives puissent enrichir une nouvelle génération d’échographes.

Encyclopédie Universelle. 2012.