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Pour générer des informations visuelles à partir d’ondes acoustiques, une image échographique est produite de la manière suivante :
Lorsqu’un courant alternatif est appliqué à un cristal piézoélectrique, tel que le quartz, ou désormais plus souvent, du plastique associé à des composants cristallins, celui-ci se met à osciller. Le faisceau acoustique qui en résulte est partiellement reflété par le tissu dans lequel il pénètre et renvoyé vers le cristal, produisant ainsi un signal électrique lors de l’impact (ce qui n’est pas le cas lors de l’émission).
Le faisceau acoustique est ainsi reflété, en particulier par les interfaces des milieux de densité acoustique variable ; plus la différence de densité est grande, plus la réflexion est importante.
Dans le cas de la méthode d’écho impulsion largement utilisée, une impulsion électrique brève d’environ 1 ps est appliquée au cristal, générant un signal ultrasonore court. Le cristal passe alors en mode réception.
Le temps de parcours du faisceau acoustique, de son émission à son retour, permet de mesurer la profondeur de la structure reflétant le signal en fonction de la vitesse acoustique ; l’intensité du faisceau acoustique entrant est également mesurée. Cette intensité est infuencée par la puissance de la réflexion (par exemple, calcul biliaire = forte, veine porte = faible) ou par l’atténuation du faisceau acoustique dans le tissu.
Le signal généré à l’aide de cette technologie peut être visualisé sous la forme d’un pixel dans la méthode standard en mode B. Sa position reflète l’emplacement de l’objet, et l’intensité du faisceau acoustique mesuré est visualisée par la brillance. En organisant et en connectant plusieurs cristaux situés les uns à côté des autres, il est possible de générer non plus un pixel unique, mais plusieurs pixels, afin de produire une image bidimensionnelle. De cette façon, les méthodes électroniques complexes actuelles de traitement de l’image (Beam forming, Tissue Harmonic Imaging (THI), Compounding) apportent une amélioration décisive de la qualité et de la résolution de l’image.
La profondeur de pénétration et la capacité de résolution de l’échographie dépendent toutes deux en grande partie de la fréquence et de la longueur d’onde. Les ultrasons de haute fréquence (et donc de longueur d’onde plus courte) ont une capacité de haute résolution, bien que les faisceaux acoustiques soient atténués dans une plus grande mesure dans les tissus, ce qui limite la profondeur de pénétration. En revanche, les ultrasons de basse fréquence peuvent pénétrer plus profondément les tissus mais possèdent un potentiel de résolution plus faible parce que leur longueur d’onde est plus élevée.
Aujourd’hui, ces appareils fonctionnent avec des sondes à basse fréquence principalement convexes et des sondes à haute fréquence principalement linéaires.
Les échographes haute fréquence sont principalement conçus comme des scanners parallèles ou des dispositifs linéaires de type barrette dans lesquels les éléments cristallins sont disposés les uns à côté des autres en ligne droite. Le résultat est une image en coupe rectangulaire dont la résolution est à peu près la même sur toute la profondeur de pénétration. Les fréquences vont généralement de 5 à 13 MHz1.
A contrario, les cristaux des sondes convexes sont disposés les uns à côté des autres en formant une ligne incurvée. Par conséquent, ils produisent des images en forme d’éventail couvrant un angle de 60 à 90°. L’effet d’éventail des faisceaux ultrasonores réduit le potentiel de résolution sur un plan plus profond, ce qui permet de visualiser un champ acoustique plus large. Les fréquences vont généralement de 3 à 7 MHz.
Le potentiel de pénétration du signal ultrasonore varie considérablement en fonction des propriétés des tissus. L’os, par exemple, est un tissu quasi impénétrable avec un degré élevé de réflexion et d’absorption.
En raison de l’écart d’impédance majeur, l’air reflète lui aussi près de 100% du signal échographique, alors que les fluides (par exemple dans la vésicule biliaire, la vessie, ou les vaisseaux sanguins) conduisent le signal ultrasonore sans perte significative.
Les os, l’air ou les calcifications, comme dans la vésicule biliaire, atténuent donc souvent le signal ultrasonore, ce qui se traduit par des « cônes d’ombre ».
Ce phénomène essentiellement artificiel peut être utilisé pour distinguer les calcifications et les lésions de plus faible densité des tissus mous (p. ex., dans la vésicule biliaire, différencier des calculs des polypes).
L’atténuation du signal peut être compensée au niveau de l’échographe en amplifiant l’intensité des signaux dont le temps de parcours est long, c’est-à-dire avec une plus grande profondeur, à condition que l’atténuation soit uniforme. En règle générale, l’opérateur peut contrôler cette amplification manuellement et modifier les conditions en conséquence.
Une diminution localisée de la densité (p. ex. vésicule biliaire remplie de liquide, gros vaisseaux sanguins, kystes ou abcès) entraîne une amplification du signal échographique car l’atténuation calculée « prévue » liée au reste du tissu pénétré ne se matérialise pas.
On parle de « rehaussement acoustique postérieur ».
Comme l’a démontré J.C. Doppler au XIXe siècle, le fait de modifier la distance par rapport à une source acoustique produit un changement de fréquence pour l’observateur, c’est ce que l’on appelle « l’effet doppler ». La fréquence augmente au fur et à mesure que la distance diminue, et diminue au fur et à mesure que la distance augmente.
Par conséquent, l’échographie Doppler permet de quantifier le débit sanguin dans les vaisseaux ; la méthode d’échographie Doppler couleur la plus couramment utilisée présente les signaux de vascularisation sur une image en mode B standard2 en rouge (s’écoulant vers la sonde) ou en bleu (s’éloignant de la sonde). L’intensité du signal Doppler dépend de l’angle du flux par rapport à la sonde : elle sera minimale à angle droit et maximale dans la direction des ultrasons.
La méthode est utilisée pour quantifier le débit sanguin (par exemple, dans la veine porte ou en cas de thrombose veineuse profonde), mais aussi pour différencier des lésions kystiques (non perfusées) des vaisseaux sanguins tronqués qui ressemblent à des kystes sur l’image 2D.
La technique Doppler est également utilisée pour l’examen échographique de l’intestin2, et est évaluée, entre autres, par le score de Limberg.
Signal Doppler dans l’artère (en rouge) et dans la veine (en bleu)
iliaques externes, P : muscle psoas
L’échographie de contraste (CEUS) est depuis plusieurs années une méthode d’évaluation reconnue de la vascularisation des organes solides, des masses d’étiologie indéterminée et de l’intestin2. Les ondes ultrasonores de faible énergie produites provoquent l’oscillation de microbulles, dont la fréquence traitée électroniquement peut être utilisée pour générer des images. Les microbulles demeurent dans les vaisseaux sanguins ; en d’autres termes, la vascularisation est représentée à l’aide de l’agent de contraste. L’intensité du rehaussement du contraste, ainsi que le comportement d’absorption et d’élimination, sont des paramètres importants en CEUS2.
L’élasticité des tissus peut être mesurée et visualisée à l’aide des échographes modernes. Les déformations tissulaires résultant de l’énergie acoustique produisent des ondes de cisaillement qui se propagent latéralement.
Leur vitesse peut être mesurée et visualisée à l’aide d’un code couleur, comme dans l’échographie Doppler couleur ou quantifiée sans générer d’image.
Les nombreuses années d’expérience dans l’application diagnostique des méthodes d’échographie n’ont mis en évidence aucun risque de lésion cellulaire pour le patient en l’absence d’hyperthermie tissulaire. En outre, aucun inconvénient n’a été signalé à la suite d’examens répétés ou prolongés.
En ce qui concerne la sécurité de l’échographie intestinale chez les femmes enceintes, aucun risque accru n’a été documenté concernant l’enfant à naître.
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FR-IMMG-210087 - 01/2022