Bases de l'échographie : pièges et limites - NYSORA

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Bases de l'échographie : pièges et limites

L'échographie est utilisée pour imager le corps humain depuis plus d'un demi-siècle. Le Dr Karl Theo Dussik, un neurologue autrichien, a été le premier à appliquer les ultrasons comme outil de diagnostic médical pour imager le cerveau [1]. Aujourd'hui, l'échographie (US) est l'une des technologies d'imagerie les plus utilisées en médecine. Il est portable, sans risque de rayonnement et relativement peu coûteux par rapport à d'autres modalités d'imagerie, telles que la résonance magnétique et la tomodensitométrie. De plus, les images échographiques sont tomographiques, c'est-à-dire qu'elles offrent une vue « en coupe » des structures anatomiques. Les images peuvent être acquises en « temps réel », fournissant ainsi un guidage visuel instantané pour de nombreuses procédures interventionnelles, y compris celles pour l'anesthésie régionale et la gestion de la douleur. Dans ce chapitre, nous décrivons certains des principes fondamentaux et de la physique sous-jacents à la technologie américaine qui sont pertinents pour le praticien de la douleur.

 

1. PRINCIPES DE BASE DU B-MODE US

L'US médicale moderne est réalisée principalement en utilisant une approche d'écho d'impulsion avec un affichage en mode luminosité (mode B). Les principes de base de l'imagerie en mode B sont à peu près les mêmes aujourd'hui qu'ils l'étaient il y a plusieurs décennies. Cela implique la transmission de petites impulsions d'écho ultrasonore d'un transducteur dans le corps. Au fur et à mesure que les ondes ultrasonores pénètrent dans les tissus corporels de différentes impédances acoustiques le long du chemin de transmission, certaines sont réfléchies vers le transducteur (signaux d'écho) et certaines continuent de pénétrer plus profondément. Les signaux d'écho renvoyés par de nombreuses impulsions coplanaires séquentielles sont traités et combinés pour générer une image. Ainsi, un transducteur à ultrasons fonctionne à la fois comme haut-parleur (générant des ondes sonores) et comme microphone (récepteur des ondes sonores). L'impulsion ultrasonore est en fait assez courte, mais comme elle suit une trajectoire rectiligne, on parle souvent de faisceau ultrasonore. La direction de propagation des ultrasons le long de la ligne de lumière est appelée direction axiale, et la direction dans le plan image perpendiculaire à l'axe est appelée direction latérale [2]. Habituellement, seule une petite fraction de l'impulsion ultrasonore revient sous forme d'écho réfléchi après avoir atteint une interface de tissu corporel, tandis que le reste de l'impulsion continue le long de la ligne de faisceau vers de plus grandes profondeurs de tissu.

 

2. GÉNÉRATION D'IMPULSIONS ULTRASONS

Les transducteurs ultrasonores (ou sondes) contiennent plusieurs cristaux piézoélectriques qui sont interconnectés électroniquement et vibrent en réponse à un courant électrique appliqué. Ce phénomène appelé effet piézoélectrique a été initialement décrit par les frères Curie en 1880 lorsqu'ils ont soumis un morceau de quartz découpé à une contrainte mécanique générant une charge électrique à la surface [3]. Plus tard, ils ont également démontré l'effet piézoélectrique inverse, c'est-à-dire l'application d'électricité au quartz entraînant une vibration du quartz [4]. Ces ondes sonores mécaniques vibrantes créent des zones alternées de compression et de raréfaction lors de leur propagation à travers les tissus corporels. Les ondes sonores peuvent être décrites en termes de fréquence (mesurée en cycles par seconde ou hertz), de longueur d'onde (mesurée en millimètres) et d'amplitude (mesurée en décibels).

 

3. LONGUEUR D'ONDE ET FRÉQUENCE DES ULTRASONS

La longueur d'onde et la fréquence des US sont inversement liées, c'est-à-dire que les ultrasons de haute fréquence ont une courte longueur d'onde et vice versa. Les ondes américaines ont des fréquences qui dépassent la limite supérieure de l'audition humaine audible, c'est-à-dire supérieures à 20 kHz [3]. Les appareils à ultrasons médicaux utilisent des ondes sonores dans la plage de 1 à 20 MHz. Une sélection appropriée de la fréquence du transducteur est un concept important pour fournir une résolution d'image optimale dans les États-Unis diagnostiques et procéduraux. Les ondes ultrasonores à haute fréquence (longueur d'onde courte) génèrent des images de haute résolution axiale. L'augmentation du nombre d'ondes de compression et de raréfaction pour une distance donnée permet de discriminer plus précisément entre deux structures distinctes le long du plan axial de propagation des ondes. Cependant, les ondes hautes fréquences sont plus atténuées que les ondes basses fréquences pour une distance donnée ; ainsi, ils conviennent à l'imagerie de structures principalement superficielles [5]. À l'inverse, les ondes à basse fréquence (longue longueur d'onde) offrent des images de résolution inférieure mais peuvent pénétrer dans des structures plus profondes en raison d'un degré d'atténuation plus faible (Fig. 1). Pour cette raison, il est préférable d'utiliser des transducteurs haute fréquence (jusqu'à 10–15 MHz) pour imager les structures superficielles (comme pour les blocs ganglionnaires stellaires) et des transducteurs basse fréquence (généralement 2–5 MHz) pour l'imagerie lombaire. structures neuraxiales profondes chez la plupart des adultes (Fig. 2).

Fig. 1 Atténuation des ondes ultrasonores et leur relation avec la fréquence des ondes. Notez que les ondes à haute fréquence sont plus fortement atténuées que les ondes à basse fréquence pour une distance donnée. (a) Longueur d'onde plus courte avec une plus grande atténuation. (b) Longueur d'onde plus longue avec une atténuation moindre (Reproduit avec la permission de la réf. [6])

Fig. 2 Comparaison de la résolution et de la pénétration de différentes fréquences de transducteurs ultrasonores. (Ce chiffre a été publié dans la réf. [3]. Copyright Elsevier (2000))

Les ondes ultrasonores sont générées sous forme d'impulsions (trains de pression intermittents) qui consistent généralement en deux ou trois cycles sonores de la même fréquence (Fig. 3). La fréquence de répétition des impulsions (PRF) est le nombre d'impulsions émises par le transducteur par unité de temps. Les ondes ultrasonores doivent être émises par impulsions avec suffisamment de temps entre elles pour permettre au signal d'atteindre la cible d'intérêt et d'être réfléchi vers le transducteur sous forme d'écho avant que l'impulsion suivante ne soit générée. Le PRF pour les appareils d'imagerie médicale va de 1 à 10 kHz.

Fig. 3 Représentation schématique de la génération d'impulsions ultrasonores. (Reproduit avec la permission de Réf. [6])

4. INTERACTION ULTRASONS-TISSUS

Lorsque les ondes américaines traversent les tissus, elles sont en partie transmises à des structures plus profondes, en partie réfléchies vers le transducteur sous forme d'échos, en partie diffusées et en partie transformées en chaleur. À des fins d'imagerie, nous nous intéressons principalement aux échos réfléchis vers le transducteur. La quantité d'écho renvoyé après avoir heurté une interface tissulaire est déterminée par une propriété tissulaire appelée impédance acoustique. Il s'agit d'une propriété physique intrinsèque d'un milieu définie comme la densité du milieu multipliée par la vitesse de propagation des ondes américaines dans le milieu. Les organes contenant de l'air (comme les poumons) ont l'impédance acoustique la plus faible, tandis que les organes denses comme les os ont une impédance acoustique très élevée (Tableau 1). L'intensité d'un écho réfléchi est proportionnelle à la différence (ou désadaptation) des impédances acoustiques entre deux milieux. Si deux tissus ont une impédance acoustique identique, aucun écho n'est généré. Les interfaces entre les tissus mous d'impédances acoustiques similaires génèrent généralement des échos de faible intensité. A l'inverse, les interfaces entre les tissus mous et l'os ou le poumon génèrent des échos très forts dus à un gradient d'impédance acoustique important [7].

Lorsqu'une impulsion ultrasonore incidente rencontre une grande interface lisse de deux tissus corporels avec des impédances acoustiques différentes, l'énergie sonore est réfléchie vers le transducteur. Ce type de réflexion est appelé réflexion spéculaire, et l'intensité de l'écho généré est proportionnelle au gradient d'impédance acoustique entre les deux milieux (Fig. 4). Une interface tissu mou-aiguille lorsqu'une aiguille est insérée « dans le plan » est un bon exemple de réflexion spéculaire. Si le faisceau américain incident atteint l'interface linéaire à 90°, la quasi-totalité de l'écho généré reviendra au transducteur. Cependant, si l'angle d'incidence avec la limite spéculaire est inférieur à 90°, l'écho ne reviendra pas au transducteur mais sera plutôt réfléchi à un angle égal à l'angle d'incidence (tout comme la lumière visible se reflétant dans un miroir). L'écho de retour manquera potentiellement le transducteur et ne sera pas détecté. Ceci est d'une importance pratique pour le médecin de la douleur et explique pourquoi il peut être difficile d'imager une aiguille qui est insérée dans une direction très abrupte pour atteindre des structures situées en profondeur.

Fig. 4 Différents types d'interactions onde ultrasonore-tissu. (Reproduit avec la permission de Réf. [6])

La réfraction fait référence à un changement de direction de transmission du son après avoir heurté une interface de deux tissus avec des vitesses de transmission du son différentes. Dans ce cas, comme la fréquence du son est constante, la longueur d'onde doit changer pour s'adapter à la différence de vitesse de transmission du son dans les deux tissus. Il en résulte une redirection de l'impulsion sonore lorsqu'elle traverse l'interface. La réfraction est l'une des causes importantes de localisation incorrecte d'une structure sur une image échographique. Étant donné que la vitesse du son est faible dans la graisse (environ 1450 1540 m/s) et élevée dans les tissus mous (environ XNUMX XNUMX m/s), les artefacts de réfraction sont les plus importants aux interfaces graisse/tissus mous. L'artefact de réfraction le plus largement reconnu se produit à la jonction du muscle droit de l'abdomen et de la graisse de la paroi abdominale. Le résultat final est une duplication des structures abdominales et pelviennes profondes observées lors de la numérisation à travers la ligne médiane abdominale (Fig 5). Des artefacts de duplication peuvent également survenir lors de la numérisation du rein en raison de la réfraction du son à l'interface entre la rate (ou le foie) et la graisse adjacente [8].

Fig. 5 Artefact de réfraction. Le diagramme (a) montre comment la réfraction du faisceau sonore entraîne des artefacts de duplication. (b) est une vue médiane transversale du haut de l'abdomen montrant la duplication de l'aorte (A) secondaire à la réfraction du muscle droit. (Ce chiffre a été publié dans la réf. [8]. Copyright Elsevier (2004))

Si l'impulsion ultrasonore rencontre des réflecteurs dont les dimensions sont inférieures à la longueur d'onde ultrasonore, ou lorsque l'impulsion rencontre une interface tissulaire rugueuse et irrégulière, une diffusion se produit. Dans ce cas, les échos réfléchis à travers une large gamme d'angles entraînent une réduction de l'intensité de l'écho. Cependant, le résultat positif de la diffusion est le retour d'un certain écho au transducteur quel que soit l'angle de l'impulsion incidente. La plupart des tissus biologiques apparaissent sur les images américaines comme s'ils étaient remplis de minuscules structures de diffusion. Le signal de chatoiement qui fournit la texture visible dans des organes comme le foie ou le muscle est le résultat de l'interface entre plusieurs échos diffusés produits dans le volume de l'impulsion ultrasonore incidente [2]. Lorsque les impulsions américaines traversent les tissus, leur intensité est réduite ou atténué. Cette atténuation est le résultat de la réflexion et de la diffusion ainsi que des pertes par frottement. Ces pertes résultent du mouvement oscillatoire induit des tissus produit par l'impulsion, qui provoque la conversion de l'énergie de la forme mécanique d'origine en chaleur. Cette perte d'énergie due à un échauffement localisé est appelée absorption et est le facteur le plus important de l'atténuation des États-Unis. Une longueur de trajet plus longue et des ondes de fréquence plus élevée entraînent une plus grande atténuation. L'atténuation varie également selon les tissus corporels, avec le degré le plus élevé dans les os, le moins dans les muscles et les organes solides, et le plus bas dans le sang pour une fréquence donnée (Fig. 6). Tous les équipements à ultrasons compensent intrinsèquement un degré d'atténuation moyen attendu en augmentant automatiquement le gain (luminosité globale ou intensité des signaux) dans les zones plus profondes de l'écran. C'est la cause d'un artefact très commun connu sous le nom de « renforcement acoustique postérieur » qui décrit une zone relativement hyperéchogène postérieure aux gros vaisseaux sanguins ou aux kystes (Fig. 7). Les structures contenant des fluides atténuent beaucoup moins le son que les structures solides, de sorte que la force de l'impulsion sonore est plus grande après avoir traversé le fluide qu'à travers une quantité équivalente de tissu solide.

Fig. 6 Degrés d'atténuation des faisceaux ultrasonores en fonction de la fréquence des ondes dans différents tissus corporels. (Reproduit avec la permission de Réf. [6])

Fig. 7 Image échographique des structures neurovasculaires fémorales dans la région inguinale. Une zone hyperéchogène peut être appréciée profondément dans l'artère fémorale (tête de flèche). Cet artefact bien connu (connu sous le nom d'amélioration acoustique postérieure) est généralement observé profondément dans les structures contenant des fluides. nerf fémoral N ; A, artère fémorale ; V, veine fémorale

 

5. INNOVATIONS RÉCENTES EN ULTRASONS EN MODE B

Certaines innovations récentes qui sont devenues disponibles dans la plupart des unités d'échographie au cours de la dernière décennie ont considérablement amélioré la résolution de l'image. Deux bons exemples de ceux-ci sont l'imagerie harmonique tissulaire et l'imagerie composée spatiale.

Les avantages de l'imagerie harmonique tissulaire ont été observés pour la première fois dans des travaux axés sur l'imagerie de produits de contraste américains. Le terme harmonique fait référence aux fréquences qui sont des multiples entiers de la fréquence de l'impulsion émise (également appelée fréquence fondamentale ou première harmonique) [9]. La deuxième harmonique a une fréquence de deux fois la fondamentale. Au fur et à mesure qu'une impulsion ultrasonore se propage à travers les tissus, la forme de l'onde d'origine est déformée d'une sinusoïde parfaite à une forme en dents de scie « plus nette », plus pointue. Cette onde déformée génère à son tour des échos réfléchis de plusieurs fréquences différentes de nombreuses harmoniques d'ordre supérieur. Les appareils à ultrasons modernes utilisent non seulement une fréquence fondamentale, mais également sa deuxième composante harmonique. Cela se traduit souvent par la réduction des artefacts et de l'encombrement dans les tissus proches de la surface. L'imagerie harmonique est considérée comme la plus utile chez les patients "techniquement difficiles" avec des structures de paroi corporelle épaisses et compliquées.

L'imagerie spatiale composée (ou imagerie multifaisceaux) fait référence à la direction électronique des faisceaux ultrasonores d'un transducteur matriciel pour imager le même tissu plusieurs fois en utilisant des faisceaux parallèles orientés dans différentes directions [10]. Les échos de ces différentes directions sont ensuite moyennés ensemble (composés) en une seule image composite. L'utilisation de plusieurs faisceaux entraîne une moyenne des taches, ce qui rend l'image moins « granuleuse » et augmente la résolution latérale. Les images composées spatiales montrent souvent des niveaux réduits de « bruit » et de « fouillis » ainsi qu'un contraste et une définition des marges améliorés. Étant donné que plusieurs faisceaux d'ultrasons sont utilisés pour interroger la même région tissulaire, plus de temps est nécessaire pour l'acquisition de données et la fréquence d'images d'imagerie composée est généralement réduite par rapport à celle de l'imagerie en mode B conventionnelle.

 

6. CONCLUSION

Les États-Unis sont relativement peu coûteux, portables, sûrs et en temps réel. Ces caractéristiques et les améliorations continues de la qualité et de la résolution de l'image ont étendu l'utilisation de l'échographie à de nombreux domaines de la médecine au-delà des applications d'imagerie diagnostique traditionnelles. En particulier, son utilisation pour assister ou guider les procédures interventionnelles se développe. Les procédures d'anesthésie régionale et de médecine de la douleur sont quelques-uns des domaines de croissance actuels. L'équipement américain moderne est basé sur bon nombre des mêmes principes fondamentaux employés dans les appareils initiaux utilisés il y a plus de 50 ans. La compréhension de ces principes physiques de base peut aider l'anesthésiste et le praticien de la douleur à mieux comprendre ce nouvel outil et à l'utiliser à son plein potentiel.

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