Knobologie essentielle pour l'anesthésie régionale guidée par ultrasons et la gestion interventionnelle de la douleur

La sécurité et l'efficacité du bloc nerveux guidé par ultrasons (US) dépendent fortement d'une compréhension globale de la « knobologie » de la machine [1–3]. Malgré les différences d'apparence et de disposition, toutes les machines américaines partagent les mêmes fonctions opérationnelles de base que les utilisateurs doivent apprécier afin d'optimiser l'image. Alors que les machines américaines modernes offrent une abondance de fonctionnalités, les fonctions de base que tous les opérateurs doivent connaître sont la sélection de fréquence et de sonde, la profondeur, le gain, la compensation de gain de temps (TGC), la mise au point, les préréglages préprogrammés, le Doppler couleur, le Doppler puissance, l'imagerie composée. , l'imagerie harmonique tissulaire (THI) (sur certains modèles), ainsi que le gel et l'acquisition d'images. Une fois que les principes physiques de l'US sont compris, il devient clair que la création de la « meilleure » image est souvent une série de compromis entre l'amélioration d'une fonction au détriment d'une autre. Chacune des fonctions susmentionnées est présentée tour à tour ci-dessous, suivant la séquence que nous utilisons lors de toute intervention guidée par échographie.

1. SÉLECTION DE LA FRÉQUENCE ET DE LA SONDE

La sélection de la fréquence appropriée de l'onde américaine émise est peut-être le plus crucial de tous les ajustements. Les ondes ultrasonores sont caractérisées par une fréquence spécifique (f) et une longueur d'onde (λ), comme décrit par l'équation v = f × λ, où v est la vitesse à laquelle l'onde se déplace (toutes les machines supposent que les ondes américaines traversent les tissus mous à 1540 m/s). La gamme de fréquences utilisées pour les blocs nerveux est comprise entre 3 et 15 MHz. Des fréquences plus élevées offrent une résolution axiale supérieure (Fig. 1).

Fig.1 Des fréquences ultrasonores plus élevées produisent des durées d'impulsion plus courtes qui favorisent une meilleure résolution axiale. L'inverse est vrai lorsque des fréquences plus basses sont utilisées

Conceptuellement, la résolution axiale permet de différencier les structures proches les unes des autres à différentes profondeurs (axe y) dans l'image échographique, c'est-à-dire au-dessus et en dessous les unes des autres. Une mauvaise résolution axiale, ou une basse fréquence inappropriée, peut induire en erreur en ne produisant qu'une seule structure sur l'image américaine alors qu'en réalité, il y a deux structures situées immédiatement au-dessus et au-dessous l'une de l'autre (Fig. 2).

Fig.2 La résolution axiale désigne la capacité de la machine à ultrasons à séparer visuellement deux structures superposées (axe y) dans une direction parallèle au faisceau. Lorsque la fréquence augmente, la résolution axiale augmente, mais la profondeur de pénétration diminue. Ondes basse fréquence

Malheureusement, les ondes à haute fréquence sont plus atténuées que les ondes à basse fréquence. L'atténuation, qui est décrite plus en détail ci-dessous (voir « Compensation du gain de temps »), fait référence à la perte progressive d'énergie (c'est-à-dire l'intensité du signal) lorsque l'onde US se déplace de la sonde au tissu cible et revient à nouveau à la sonde pour transformation en image (Fig. 3) [1]. Le résultat final d'une atténuation excessive est une image indiscernable. L'opérateur doit donc choisir la fréquence la plus élevée possible tout en pouvant pénétrer à la profondeur appropriée pour visualiser la cible. Les transducteurs haute fréquence sont les meilleurs pour des profondeurs allant jusqu'à 3–4 cm ; par la suite, une sonde à fréquence plus basse est souvent nécessaire.

Fig.3 L'atténuation varie directement avec la fréquence de l'onde ultrasonore et la distance parcourue par l'onde ultrasonore. Notez comment l'onde ultrasonore à haute fréquence (10 MHz) est plus atténuée par rapport à la ou aux ondes à basse fréquence (5 et 2.5 MHz) à une distance donnée (profondeur)

Les catégories de sondes peuvent être divisées en gammes de fréquences élevées (8–12 MHz), moyennes (6–10 MHz) et basses (2–5 MHz). Sur certaines machines, une variété de sondes sont toujours connectées, et le choix de la sonde souhaitée ne nécessite que la bascule d'un sélecteur. Sur d'autres machines, les différentes sondes doivent être physiquement retirées et attachées à chaque fois. La plupart des sondes américaines ont une fréquence « centrale » (c'est-à-dire optimale) ainsi qu'une gamme de fréquences de part et d'autre de cette fréquence centrale, connue sous le nom de bande passante. Après avoir choisi la sonde appropriée, l'opérateur peut donc affiner la fréquence de l'onde US émise par le transducteur en sélectionnant activement uniquement les fréquences supérieures, moyennes ou inférieures de la bande passante de chaque transducteur.

2. PROFONDEUR

Le paramètre de profondeur doit être réglé de sorte que les structures d'intérêt tombent dans le champ de vision (Fig. 4). L'objectif est de régler la profondeur juste en dessous de la cible souhaitée.

Cela sert à deux fins:

premièrement, l'imagerie à une profondeur supérieure à ce qui est nécessaire donne une cible plus petite car l'affichage est de taille finie. Une cible plus petite est généralement plus difficile à visualiser et à approcher ensuite avec l'aiguille (Figure 4b).
d'autre part, minimiser la profondeur optimise la résolution temporelle. La résolution temporelle peut être considérée comme la fréquence d'images et fait référence à la vitesse à laquelle des images uniques consécutives sont produites (exprimées en images par seconde) pour aboutir à une imagerie continue en temps réel.

Figure 4 Profondeur. (a) Réglage de la profondeur optimale. Le nerf médian (MED) et la musculature environnante sont apparents. (b) Réglage de profondeur excessif. Le paramètre de profondeur est trop profond, de sorte que la taille relative des structures cibles est diminuée. (c) Réglage de profondeur inadéquat. Le MED n'est pas visible

La résolution temporelle dépend de la vitesse à laquelle les ondes américaines successives sont émises pour former un faisceau sectoriel complet (généralement de l'ordre de milliers par seconde). Étant donné que les ondes américaines sont en réalité émises sous forme d'impulsions, l'impulsion suivante n'étant émise que lorsque la précédente est revenue au transducteur, il s'ensuit que pour les structures plus profondes, ce taux d'émission global doit être plus lent. La résolution temporelle est ainsi perdue à mesure que la profondeur augmente dans un autre compromis entre les fonctions, comme décrit ci-dessus. Les machines américaines modernes préservent la résolution temporelle en réduisant la largeur du faisceau sectoriel, ce qui explique le rétrécissement automatique de l'image à l'écran à mesure que la profondeur augmente. La réduction de la largeur du secteur réduit efficacement le nombre d'ondes émises qui doivent revenir au transducteur, réduisant ainsi le temps avant l'affichage d'une image et maintenant la fréquence d'images. Contrairement à l'imagerie cardiaque, où la visualisation d'objets en mouvement est cruciale, la résolution temporelle a moins d'importance en anesthésie régionale et gestion de la douleur. Cependant, une fréquence d'images faible peut néanmoins être significative en créant une image floue lors du mouvement de l'aiguille ou de l'injection rapide d'un anesthésique local.

3. GAGNER

La molette de gain détermine la luminosité (hyperéchogène) ou l'obscurité (hypoéchogène) de l'image. L'énergie mécanique des échos renvoyés à la sonde est convertie par la machine américaine en un signal électrique, qui à son tour est converti en une image affichée. L'augmentation du gain amplifie le signal électrique produit par tous ces échos de retour, ce qui à son tour augmente la luminosité de l'image entière, y compris le bruit de fond (Fig. 5b). Des précautions doivent être prises lors du réglage du cadran de gain car, malgré la perception de certains novices selon laquelle plus lumineux est meilleur, trop de gain peut en fait créer des échos artéfacts ou obscurcir les structures existantes. De même, un gain trop faible peut faire en sorte que l'opérateur manque d'informations sur l'écho réel (Fig. 5c). Enfin, l'augmentation du gain réduit également la résolution latérale. La résolution latérale fait référence à la capacité de distinguer des objets côte à côte et est abordée dans les leçons suivantes.

Fig. 5 Gain. (a) Réglage de gain optimal. Le nerf médian cible (MED) et la musculature environnante de l'avant-bras sont apparents. (b) Le gain est réglé trop haut. (c) Le gain est réglé trop bas

4. INDEMNITÉ DE GAIN DE TEMPS

Semblable à la molette de gain, la fonction TGC permet à l'opérateur d'ajuster la luminosité. Alors que le cadran de gain augmente la luminosité globale, le TGC diffère en permettant à l'opérateur de régler la luminosité indépendamment à des profondeurs spécifiques dans le champ (Fig. 6). Afin de comprendre le but de TGC, il faut apprécier pleinement le principe d'atténuation. Les ondes US traversant les tissus sont atténuées, principalement par absorption mais aussi par réflexion et réfraction. L'atténuation varie en fonction à la fois de la fréquence du faisceau (les ondes à haute fréquence sont davantage atténuées, comme décrit ci-dessus) et du type de tissu traversé par l'US (représenté par le coefficient d'atténuation caractéristique de chaque type de tissu). L'atténuation augmente également avec la profondeur de pénétration, et donc si la machine affichait réellement l'amplitude des échos retournant à la sonde, l'image serait progressivement plus sombre du superficiel au profond. En effet, ces ondes revenant de plus loin seraient plus atténuées. Alors que les machines américaines sont conçues pour compenser automatiquement l'atténuation, la correction automatique de la machine n'est pas toujours précise. Afin de créer une image plus uniforme, le TGC est le plus souvent ajusté pour augmenter la luminosité des structures dans le champ lointain (c'est-à-dire les structures profondes). Alors que certaines machines ont des commandes individuelles ("slide pots") pour chaque petit segment de l'écran (Philips, GE), d'autres ont plus simplement un gain "proche" et "loin" (SonoSite). Lorsque des pots coulissants individuels sont présents, la configuration optimale consiste généralement à augmenter légèrement le gain de superficiel à profond pour compenser l'atténuation décrite ci-dessus.

Fig. 6 Mauvais réglage de compensation de gain de temps. (a) Le nerf médian n'est pas visible en raison de la bande hypoéchogène au centre de l'image. Cela est dû à un réglage bas inapproprié du cadran de compensation de gain de temps (b) qui crée une bande de sous-gain

5. CONCENTRATION

Le bouton de mise au point n'est pas présent sur toutes les machines, mais lorsqu'il est disponible, il peut être ajusté pour optimiser la résolution latérale. La résolution latérale fait référence à la capacité de la machine à distinguer deux objets situés l'un à côté de l'autre à la même profondeur, perpendiculairement au faisceau américain (Fig. 7). Plusieurs éléments piézoélectriques disposés en parallèle sur la face du transducteur émettent des ondes individuelles qui produisent ensemble un faisceau US 3D. Ce faisceau US 3D converge d'abord (zone de Fresnel) vers un point où le faisceau est le plus étroit, appelé zone focale, puis diverge (zone de Fraunhofer) lorsqu'il se propage à travers le tissu (Fig. 8).

Fig. 7 La résolution latérale désigne la capacité de l'échographe à séparer visuellement deux structures situées l'une à côté de l'autre dans une direction perpendiculaire au faisceau (axe x). Lorsque la fréquence augmente, la résolution latérale augmente, mais la profondeur de pénétration diminue. Les ondes à basse fréquence pénètrent plus profondément au détriment de la résolution latérale. Notez comment la machine à ultrasons est de plus en plus incapable de résoudre chaque structure distinctement à mesure que la fréquence diminue.

Fig.8 Zone focale. La zone focale est la limite à laquelle la convergence des faisceaux se termine et la divergence commence. La résolution latérale est meilleure dans la zone focale. La résolution latérale indique la capacité de l'échographe à distinguer correctement deux structures côte à côte (axe des x)

Conceptuellement, lorsque le faisceau diverge, les ondes des éléments individuels ne se déplacent plus en parallèle et s'éloignent de plus en plus les unes des autres. Idéalement, chaque onde d'élément individuel frapperait (et produirait par conséquent une image correspondante) chaque point du champ, quelle que soit la proximité de deux structures séparées l'une à côté de l'autre dans le plan latéral. Les objets cibles peuvent être manqués en "se glissant entre" deux vagues américaines individuelles si celles-ci sont divergentes. Limiter la quantité de divergence du faisceau améliore donc la résolution latérale, et celle-ci est optimale au niveau de la zone focale. Le but du cadran de mise au point est de permettre à l'opérateur d'ajuster la zone focale à différentes profondeurs dans le champ.

En positionnant le focus au même niveau que la ou les cibles d'intérêt (Fig. 9), la quantité de divergence du faisceau peut être limitée et la résolution latérale maximisée en conséquence. Le niveau de mise au point est généralement représenté par une petite flèche à gauche ou à droite de l'image. Certaines machines offrent en fait la possibilité de définir plusieurs zones focales, mais l'augmentation du nombre de zones focales dégrade simultanément la résolution temporelle car la machine passe plus de temps à écouter les échos renvoyés et à traiter chaque image.

Fig. 9 Mise au point. (a) Mise au point correcte pour visualiser le nerf médian (MED) dans l'avant-bras. Les flèches bidirectionnelles le long du bord droit de l'image indiquent le réglage du niveau de mise au point. (b) Le niveau de mise au point est trop faible. (c) Le niveau de mise au point est trop profond

6. PRÉRÉGLAGES

Toutes les machines ont des préréglages qui utilisent une combinaison des paramètres décrits ci-dessus pour créer une image généralement optimale pour un tissu particulier. Au niveau le plus élémentaire, cela peut simplement être défini pour les nerfs ou les vaisseaux, mais d'autres machines peuvent avoir des paramètres pour chaque bloc nerveux particulier. Bien que ceux-ci fournissent un point de départ utile, d'autres ajustements manuels sont généralement encore nécessaires pour compenser la taille et l'état du patient.

7. DOPPLER COULEUR

La technologie Doppler couleur superpose les informations Doppler sur l'image en temps réel et facilite l'identification et la quantification (vitesse, direction) du flux sanguin. Cependant, le principal avantage de la technologie Doppler pour les anesthésistes effectuant des procédures de douleur guidées par ultrasons est de confirmer l'absence de flux sanguin dans la trajectoire prévue de l'aiguille.

La physique Doppler appliquée aux ultrasons repose sur le principe selon lequel si une onde sonore est émise par un transducteur fixe et réfléchie par un objet en mouvement (généralement des globules rouges), la fréquence de cette onde sonore réfléchie changera (Fig. 10). Lorsque le sang s'éloigne du transducteur, l'onde réfléchie reviendra à une fréquence inférieure à l'onde émise d'origine. Ceci est représenté par la couleur bleue. Inversement, lorsque le sang se déplace vers le transducteur, l'onde réfléchie revient à une fréquence plus élevée que l'onde émise d'origine. Ceci est représenté par une couleur rouge. Les opérateurs doivent savoir que le rouge n'est pas nécessairement associé au sang artériel ni le bleu au sang veineux. Le changement de fréquence ci-dessus est connu sous le nom de décalage Doppler, et c'est ce principe qui peut être utilisé dans les applications cardiaques et vasculaires pour calculer à la fois la vitesse et la direction du flux sanguin. L'équation Doppler indique que là où:

v est la vitesse de l'objet en mouvement, ft est la fréquence transmise, α est l'angle d'incidence entre le faisceau US et la direction du flux sanguin, et c est la vitesse de US dans le sang. Il est également important de noter que lorsque l'angle d'incidence du faisceau approche de 90°, de grandes erreurs sont introduites dans l'équation Doppler puisque le cosinus de 90° est 0. Dans de tels cas, le flux sanguin dans une structure hypoéchogène peut ne pas être visualisé (c'est-à-dire , faux négatif - Fig. 11). Tout comme la luminosité globale peut être ajustée à l'aide de la fonction de gain, la quantité de signal Doppler affichée peut également être ajustée. Sur certaines machines américaines, la sensibilité Doppler est ajustée en tournant le bouton de gain en mode Doppler.

Figure 10 Doppler. (a) Lorsqu'une onde sonore est émise par le transducteur et réfléchie par un objet cible se déplaçant vers le transducteur, la fréquence de retour sera supérieure à l'onde sonore émise d'origine. L'image correspondante sur l'échographe est représentée par une couleur rouge. (b) Inversement, si l'objet cible s'éloigne du transducteur, la fréquence de retour sera inférieure à l'onde sonore émise d'origine. L'image correspondante sur l'échographe est représentée par la couleur bleue.

Fig. 11 Doppler couleur. Vue petit axe de l'artère radiale. (a) Aucun écoulement n'est apparent lorsque le faisceau est perpendiculaire à la direction dans laquelle le sang s'écoule. (b) Le réglage de l'inclinaison de la sonde modifie l'angle d'insonation et affiche par conséquent le flux sanguin.

D'autres machines ont un bouton de sensibilité Doppler séparé. Il convient de noter cependant que l'augmentation de la sensibilité Doppler peut entraîner la production d'artefacts de mouvement (c'est-à-dire de faux positifs) créés par des mouvements subtils du patient.

En mode Doppler, la machine américaine nécessite plus de temps pour traiter les échos de retour par rapport à une simple imagerie en mode B, et ainsi la résolution temporelle peut être réduite. Cela explique pourquoi seule une petite zone de l'image (généralement un rectangle ou un parallélogramme) est surveillée pour le décalage Doppler lorsque cette fonction est activée. L'opérateur peut ensuite déplacer cette forme sur les cibles souhaitées à l'aide d'une boule de commande ou d'un pavé tactile.

8. DOPPLER DE PUISSANCE

Le Power Doppler est une technologie américaine plus récente qui est jusqu'à cinq fois plus sensible dans la détection du flux sanguin que le Doppler couleur et peut donc détecter les vaisseaux difficiles ou impossibles à voir à l'aide du Doppler couleur standard. Un autre avantage est que, contrairement au Doppler couleur, le Doppler puissance est presque indépendant de l'angle, ce qui réduit l'incidence des faux négatifs décrits ci-dessus. De tels avantages se font cependant au détriment de plus d'artefacts de mouvement avec des mouvements subtils tels que la respiration. Un autre inconvénient du Doppler puissance est qu'il ne peut pas résoudre la direction du flux. Plutôt que d'afficher une couleur bleue ou rouge, une seule couleur (généralement orange) est utilisée dans une gamme de teintes pour indiquer le flux.

9. IMAGERIE COMPOSEE

L'imagerie composée est l'une des avancées technologiques les plus récentes aux États-Unis. Il améliore la qualité de l'image par rapport à l'échographie conventionnelle en réduisant le chatoiement et d'autres artefacts acoustiques et améliore la définition des plans tissulaires et la visibilité de l'aiguille (Fig. 12).

Fig. 12 (a) Imagerie composée en mode désactivé. (b) Imagerie composée en mode activé. Notez le plus grand artefact de chatoiement et la réduction de la résolution en (a) par rapport à (b)

Les transducteurs américains conventionnels émettent des ondes sonores dans une direction, perpendiculaire au transducteur. Les transducteurs d'imagerie composés modernes peuvent simultanément émettre et «diriger» des ondes ultrasonores sous divers angles, produisant ainsi des images du même tissu sous plusieurs angles d'insonation différents (Fig. 13). L'imagerie composée fonctionne en combinant électroniquement les échos réfléchis sous tous les angles différents pour produire une seule image de haute qualité (imagerie composée spatiale). L'imagerie composée de fréquence est similaire mais utilise des fréquences différentes plutôt que des angles d'insonation pour créer une image unique.

Fig.13 Orientation du faisceau. (a) Transducteur à ultrasons conventionnel émettant des ondes sonores dans une direction. (b) Transducteur d'imagerie composé émettant des ondes sonores sous divers angles.

10. IMAGERIE HARMONIQUE DES TISSUS

THI est une autre technologie relativement nouvelle. Lorsque les ondes sonores traversent les tissus corporels, des fréquences harmoniques sont générées (Fig. 14). Ces fréquences harmoniques sont des multiples de la fréquence fondamentale d'origine. Lorsque le THI est disponible, le transducteur capture préférentiellement ces échos de fréquence plus élevée lors de leur retour à la sonde pour le traitement de l'image. Comme les fréquences harmoniques sont plus élevées, la résolution axiale et latérale est améliorée avec un artéfact réduit. Un autre point important est que, contrairement aux États-Unis conventionnels, ces fréquences plus élevées sont atteintes sans sacrifier la profondeur de pénétration. Le THI semble améliorer particulièrement la visualisation des structures kystiques hypoéchogènes, bien qu'il ait été rapporté qu'il aggrave la visibilité de l'aiguille.

Fig. 14 Harmoniques tissulaires. Lorsque l'onde ultrasonore traverse les tissus, une distorsion de l'onde se produit en cours de route. Les ondes déformées résultantes sont des harmoniques (multiples) de la fréquence fondamentale (entrée) (f). Des fréquences plus élevées, telles que 2f, 3f, etc., donnent une meilleure résolution. Dans l'imagerie harmonique tissulaire, l'échographe filtre la plupart des fréquences, y compris la fréquence fondamentale, et "écoute" préférentiellement l'une des harmoniques, généralement la deuxième harmonique (2f), ce qui donne une image avec une résolution axiale et latérale supérieure et également moins artefacts

11. BOUTON D'OPTIMISATION

De nombreuses machines plus récentes implémentent désormais un bouton d'optimisation automatique de l'image qui sert à combiner instantanément bon nombre des fonctionnalités susmentionnées pour créer «l'image idéale». Cela peut être un moyen simple, efficace et rapide d'améliorer la qualité de l'image bien que des ajustements manuels supplémentaires soient parfois encore nécessaires.

12. BOUTON FREEZE ET ACQUISITION D'IMAGE

Imagerie américaine est un processus dynamique. Cependant, l'image est en réalité composée d'un certain nombre d'« images » par seconde (résolution temporelle, comme décrit ci-dessus) qui changent assez rapidement pour produire ce qui apparaît effectivement comme un affichage en temps réel. Le bouton d'arrêt sur image affiche l'image actuelle à l'écran, mais permet généralement également un examen séquentiel des « images » individuelles sur une courte période de temps précédente. Ces images peuvent ensuite être stockées si vous le souhaitez. L'acquisition d'images est importante pour les dossiers médico-légaux, l'enseignement et (moins fréquemment lors de l'exécution de blocs nerveux) faire des mesures. La plupart des machines ont la capacité de stocker des images fixes et vidéo.