1. PROGRÈS DE LA TECHNOLOGIE AMÉRICAINE
La technologie américaine progresse rapidement et se perfectionne, et vise à la fois à augmenter la qualité de l'image et à ouvrir de nouveaux champs d'applications. Ce chapitre passera en revue les principales avancées de la technologie américaine et abordera l'impact clinique qu'elles ont eu ou sont susceptibles d'avoir dans le futur dans le domaine de l'appareil locomoteur. Les nouveaux développements dans la technologie des transducteurs et les progrès dans la qualité et la présentation des images américaines seront discutés.
2. TRANSDUCTEURS
Figure 1. 1a–d. Relation entre la longueur d'impulsion spatiale et le spectre de fréquences. a,b Les diagrammes d'intensité en fonction du temps illustrent différentes longueurs d'impulsion (λ). Deux impulsions d'onde sinusoïdale sont représentées durant respectivement 2 µs (quatre cycles) et 1 µs (deux cycles). c,d Les diagrammes de puissance de Fourier correspondants (intensité en fonction de la fréquence) montrent le spectre des fréquences présentes dans les impulsions indiquées en a et b. La bande passante est mesurée entre les points à 6 dB de chaque côté du spectre. L'impulsion plus longue en a génère une bande passante plus étroite (1 MHz) que l'impulsion plus courte (2 MHz) en b.
3. TRANSDUCTEURS LARGE BANDE
L'un des objectifs initiaux de la conception des transducteurs à large bande était d'améliorer la résolution axiale sans modifier la fréquence d'émission. Ceci est lié au fait que les impulsions de transmission plus courtes utilisées dans une émission à large bande génèrent des impulsions d'écho plus courtes qui peuvent être fidèlement converties en signaux électriques (Whittingham 1999b). Étant donné que les impulsions courtes subissent une atténuation plus importante et se caractérisent par une pénétration moindre que les impulsions longues, certaines techniques spécifiques ont été introduites par différents fabricants pour compenser ces inconvénients, notamment les techniques à impulsion unique et à impulsions multiples (Claudon et al. 2002) . Parmi les techniques à impulsion unique, l'émission d'une longue impulsion de transmission de forme particulière, dont la fréquence et l'amplitude varient pendant la durée de l'impulsion elle-même, a été utilisée à la place d'une simple impulsion sinusoïdale (Fig. 2). Lorsque le signal est reçu, un filtre analyse les fréquences du signal comme une impulsion courte, effaçant les composants introduits pour le rendre long (chirp) : le résultat est une pénétration d'image accrue avec un rapport signal sur bruit amélioré, sans compromettre la résolution axiale. D'autres techniques multi-impulsions utilisent un mode d'émission codée consistant en l'émission d'une séquence intégrée de nombreuses impulsions courtes d'émission à haute fréquence, variables en phase et modulées selon une séquence codée. Lorsque le signal est reçu, les fréquences du signal sont comparées aux impulsions d'émission par un filtre de décodage d'adaptation travaillant à une fréquence d'échantillonnage élevée. Le processus de soustraction entraîne une pénétration accrue de l'image sans perte de résolution axiale ni augmentation des impulsions de pointe d'émission (Claudon et al. 2002).
Figure 2.a,b. Mise en forme du pouls américain. un diagramme intensité en fonction du temps illustre une courte onde pulsée (flèche) caractérisée par quelques oscillations rapidement amorties par le matériau de support du transducteur. Cette impulsion de courte durée est associée à une large bande passante mais, lorsqu'elle est transmise à travers les tissus, elle est rapidement atténuée et absorbée, ce qui entraîne une mauvaise pénétration du faisceau US. b Le diagramme d'intensité en fonction du temps illustre une impulsion chirp. Cette impulsion a une durée plus longue pour augmenter la pénétration du faisceau US. Ce n'est pas une simple onde sinusoïdale : elle est modulée en phase et en fréquence pour inclure une composante centrale (flèche) - qu'un filtre de réception lit comme une impulsion courte pour obtenir une résolution axiale élevée - et deux files sinusoïdales (têtes de flèches) sur chaque côté du composant central pour donner des capacités de pénétration. Exemple d'émission chirpée (Siemens).
Outre les progrès de la technologie des impulsions d'émission, les transducteurs à large bande utilisent un spectre de distribution de fréquences (c'est-à-dire 12–5 MHz) au lieu d'une seule fréquence fondamentale (c'est-à-dire 10 MHz) : les composantes haute fréquence ont tendance à augmenter l'intensité maximale dans le zone focale mais provoquent une diminution rapide de l'intensité avec la profondeur, alors que les composantes à basse fréquence étendent la profondeur de pénétration (Whittingham 1999b). Dans l'imagerie multifréquence, la large bande passante disponible est subdivisée en plusieurs pas de fréquence pour la transmission et la réception des ondes sonores : ces transducteurs permettent de sélectionner la plage de fréquences optimale dans un plan de balayage donné comme si deux ou plusieurs transducteurs indépendants - chacun avec une fréquence centrale différente – étaient disponibles (Fig. 3). D'autres systèmes utilisent la bande passante totale du transducteur pour l'impulsion transmise, puis ajustent la bande passante du récepteur à des fréquences plus basses lorsque des profondeurs plus profondes sont échantillonnées. Ces systèmes donnent une flexibilité accrue à l'examen US, permettant au même transducteur de modifier les paramètres d'acquisition d'image pendant le balayage en fonction des informations cliniques souhaitées. En imagerie musculo-squelettique, cela est particulièrement important lorsque l'étude se concentre à la fois sur les tissus superficiels (c'est-à-dire les plans de tissus sous-cutanés) et profonds (c'est-à-dire les couches de tissus musculaires) dans la même étude et la même zone corporelle à explorer.
Figure 3. a–d. Transducteurs multifréquences. a,b Images américaines longitudinales obtenues sur la face palmaire de la main avec un transducteur à fréquences multiples de 18–6 MHz en réglant la fréquence centrale à a 8 MHz et b 16 MHz respectivement. En se déplaçant sur les basses fréquences de la bande passante, on obtient une pénétration (grandes flèches ouvertes) du champ de vision ; en revanche, le petit kyste superficiel (têtes de flèches) recouvrant l'os métacarpien (fines flèches blanches) n'apparaît pas complètement anéchoïque, les échos tissulaires sous-cutanés sont grossiers et les artefacts de réverbération (astérisque) apparaissent en profondeur de l'os. En décalant la bande de fréquence vers le haut, une échotexture plus définie est appréciée dans la partie superficielle de l'image grâce à une résolution accrue. En revanche, une forte atténuation affecte la partie profonde de l'image US, qui perd en intensité. c,d Les diagrammes intensité/fréquence correspondants illustrent la façon dont la bande de fréquence est modulée dans les transducteurs multifréquences. Exemple de technologie « eXtreme High-Frequencies Imaging » (Esaote).
4. CONCENTRER
La réduction de la largeur et de l'épaisseur du faisceau US présente des avantages certains en termes de contraste et de résolution spatiale. Dans les transducteurs linéaires modernes, la mise au point n'est actuellement pas obtenue au moyen d'une lentille fixe comme dans les anciennes sondes à secteur mécanique dans lesquelles la dégradation de la qualité de l'image se produisait à faible distance de la zone focale (Fig. 4a). La focalisation est maintenant produite électroniquement en activant une série d'éléments dans le réseau avec des retards appropriés, de sorte que les impulsions de déclenchement vers les éléments internes sont retardées par rapport aux impulsions vers les éléments externes. De cette manière, un front d'onde courbe résulte d'une interférence constructive amenant le faisceau américain vers un foyer. En ajustant les valeurs des retards appliqués aux impulsions de déclenchement, la courbure du front d'onde et, par conséquent, la profondeur focale peuvent être modifiées dynamiquement. Comme le front d'onde résultant a les caractéristiques d'une courte impulsion d'excitation, la résolution axiale est conservée. Lorsque les impulsions sont reçues, la machine américaine les recentre en permanence en fonction de la position d'où proviennent les échos, donnant ainsi un suivi focal en temps réel le long de l'axe de profondeur : la synchronisation des signaux reçus est essentielle pour minimiser les interférences d'écho hors axe . Un facteur important influençant le pouvoir de résolution latérale du système est l'ouverture dynamique : elle est obtenue en activant dynamiquement un nombre variable d'éléments pour optimiser la mise au point à de nombreuses profondeurs. En règle générale, plus le nombre de canaux (voies électriques) impliqués dans ce processus pour activer les éléments en mode combiné et avec des retards appropriés est élevé, plus la complexité et le coût de l'équipement sont élevés, mais plus le faisceau peut être précisément concentré. Récemment, l'introduction et le raffinement des transducteurs matriciels (sondes 1.5D) ont conduit à de nouveaux progrès. Dans ces transducteurs, la rangée unique d'éléments piézoélectriques longs trouvée dans une sonde conventionnelle est remplacée par plusieurs couches (trois à sept) incorporées dans une seule couche mince pour produire des rangées parallèles d'éléments courts. L'épaisseur de coupe de l'image US est améliorée en effectuant une mise au point dynamique dans le plan d'élévation (Fig. 4b). Cela conduit à une meilleure résolution spatiale et de contraste et à une réduction des artefacts de moyenne de volume partiel (Rizzatto 1999). Une alternative moins coûteuse aux sondes 1.5D est l'utilisation de lentilles acoustiques particulières - lentilles Hanafy - placées devant les éléments piézoélectriques. La lentille Hanafy a des propriétés d'épaisseur et de résonance non uniformes : elle produit une épaisseur de tranche d'image étroite et uniforme et, simultanément, une impulsion à très large bande passante. La partie interne de la lentille est plus fine, résonne à des fréquences plus élevées et se concentre dans le champ proche, tandis que ses parties externes résonnent à une fréquence plus basse et sont focalisées à la fois en transmission et en réception sur la partie la plus profonde de l'image offrant une meilleure pénétration (Claudon et al 2002).
Figure 4.a,b. Mise au point en élévation. un dessin schématique montre la focalisation mécanique d'un transducteur électronique à réseau linéaire (en gris) avec une seule rangée d'éléments (flèches) par une lentille acoustique (en noir). Notez que la focalisation est appliquée uniformément à chaque cristal du réseau. Comme illustré à droite, une vue latérale du transducteur illustre l'épaisseur de tranche résultante du faisceau américain. En utilisant la focalisation mécanique, le faisceau a une épaisseur non uniforme dans tout le plan de balayage : il est étroit à une profondeur donnée mais diverge rapidement en s'éloignant de la zone focale. b Le dessin schématique montre un transducteur matriciel 1.5D constitué de trois rangées d'éléments (flèches) au lieu d'une seule rangée. La réduction de la largeur du faisceau est obtenue par une commande de focalisation électronique dans le plan z en introduisant des retards appropriés d'activation du cristal. L'épaisseur de tranche résultante est uniformément étroite dans tout le plan de balayage.
5. SÉLECTION ET MANIPULATION DU TRANSDUCTEUR
Une variété de transducteurs à réseau linéaire, y compris des sondes de grande taille (> 40 mm), de taille moyenne (< 40 mm) et de petit FOV (en forme de bâton de hockey), sont actuellement disponibles dans la gamme de fréquences utilisée pour les examens musculo-squelettiques. La sélection du transducteur le plus approprié dépend principalement de la fréquence mais est également liée à d'autres facteurs. Les sondes en bâton de hockey sont le meilleur choix pour l'imagerie de petites structures superficielles sur des sites où la surface de la peau ne permet pas un contact adéquat avec des sondes plus grandes (c'est-à-dire des tissus mous adjacents à des proéminences osseuses) ou lors de manœuvres dynamiques : par un champ de vision restreint qui ne permet souvent qu'une évaluation incomplète de la structure d'intérêt et de l'anatomie environnante. Par rapport aux petits transducteurs, les transducteurs haute fréquence à grand diamètre ont tendance à avoir une grande largeur de faisceau en champ proche, ce qui entraîne une mauvaise résolution latérale à faible profondeur. Parce qu'ils maintiennent la forme du faisceau à de plus grandes profondeurs avec moins de divergence du faisceau américain, ils ont le meilleur potentiel pour l'imagerie des structures profondes. Lors de l'évaluation du système musculo-squelettique, la manipulation de la sonde a besoin d'une stabilité maximale sur la région d'intérêt ; la compression n'est jamais nécessaire et la mobilité de la sonde pour couvrir de larges zones corporelles est considérablement moindre que dans les études abdominales. Étant donné que les résultats pathologiques peuvent être de très petite taille et sont souvent évalués en plaçant la sonde sur des surfaces curvilignes (c'est-à-dire la tête humérale) et irrégulières (c'est-à-dire le tunnel cubital), la stabilité du transducteur est un facteur principal requis pour des examens de haute qualité. D'après notre expérience, la meilleure préhension pour obtenir la stabilité de la sonde peut être obtenue en plaçant les doigts cubitaux (long, annulaire, petit) directement sur la peau du patient tout en tenant la sonde avec les doigts radiaux (de sorte que la sonde pende entre le pouce et le l'index). Cette poignée permet une translation facile de la sonde le long de son axe court à un angle donné minimisant les changements de rotation. Lorsque cela est possible, le fait que l'examinateur soit dans une position plus basse que le patient (c'est-à-dire l'examinateur assis sur une chaise et le patient en décubitus dorsal sur le lit au niveau de l'épaule de l'examinateur) peut également aider à obtenir la stabilité de la sonde.
6. ALGORITHMES D'IMAGERIE
Les innovations technologiques récentes aux États-Unis ont permis d'améliorer les performances diagnostiques pour l'évaluation du système musculo-squelettique, y compris l'imagerie Doppler à large bande, l'imagerie spatiale composée, l'imagerie à champ de vision étendu, l'imagerie à échelle de gris basée sur la direction, l'élastographie et l'imagerie 3D . Parce que ces nouvelles procédures d'imagerie sont nombreuses et caractérisées par des noms différents selon les fabricants – de sorte qu'une grande confusion peut exister quant à leur fonctionnement et à leur utilisation optimale – nous proposons ici une brève description de ces technologies, en soulignant leurs principaux avantages dans la applications musculo-squelettiques.
Échographie du système musculo-squelettique
Le livre incontournable de référence et d'apprentissage de l'échographie MSK !
SURALIMENTÉ POUR
APPRENTISSAGE PAR POCKETEDU.
PRATIQUE
Une référence complète et un guide pratique sur la technologie et l'application des ultrasons au système musculo-squelettique.
ÊTRE INSPIRÉ
PocketEDU ™ vous motivera à étudier avec nos aides cognitives visuelles exclusives pour un voyage unique à travers des cours et des leçons.
COMPRENDRE
Créez vos propres scripts d'étude, insérez des images, YouTube ou vos propres vidéos,
littérature et ne jamais les perdre.
LISEZ OU ÉCOUTEZ.
Apprenez selon votre style d'étude. Lisez ou écoutez le matériel en voix off.
7. PROGRÈS EN IMAGERIE DOPPLER
La capacité des systèmes Doppler couleur et puissance à haute fréquence à détecter les états de faible débit dans les tissus superficiels alimentés par de petits vaisseaux et à corréler les changements hyperémiques avec les anomalies structurelles a ouvert de nouvelles perspectives dans l'évaluation d'une variété de troubles musculo-squelettiques. L'introduction de la technologie Doppler à large bande a conduit à certains avantages dans l'imagerie des flux sanguins subtils tels que ceux rencontrés dans les extrémités. Contrairement aux systèmes Doppler conventionnels, dans lesquels une longue impulsion en rafale contenant un grand nombre de cycles est utilisée pour atteindre une sensibilité élevée dans la détection de flux, et similaire à l'émission en mode B, la technologie Doppler à large bande utilise des impulsions courtes pour obtenir une transmission à large bande. Cela crée une amélioration significative de la fréquence d'images et de la résolution axiale conduisant à un affichage plus défini de la microvascularisation tissulaire telle qu'elle existe dans les muscles, les tendons et d'autres structures de tissus mous, limitant ainsi la «surécriture» des signaux de couleur sur les structures en niveaux de gris (Fig. 5). Une forme d'onde appropriée assure la pénétration et évite la réduction de la sensibilité du signal Doppler généralement associée aux impulsions courtes. Parmi les autres avancées dans les modalités d'imagerie Doppler, le Doppler de puissance directionnel US a été développé pour coder la direction du flux en temps réel avec une échelle bicolore mais en continuant à estimer l'intensité du signal et non le décalage Doppler moyen comme le fait le mode Doppler couleur. Ce système devrait ajouter les avantages d'une meilleure sensibilité à l'écoulement et d'une moindre dépendance à l'angle du mode de puissance pour l'estimation de la direction de l'écoulement.
Figure 5.a,b. Imagerie Doppler large bande. une imagerie Doppler puissance obtenue avec une technique conventionnelle à impulsions longues utilisant un transducteur 14–7 MHz effectuant une imagerie Doppler à une fréquence de 10 MHz. b Imagerie Doppler large bande obtenue avec une technique d'impulsions courtes et les mêmes paramètres utilisés en a. Les deux images montrent un tendon d'Achille enflé (têtes de flèches) avec des changements dégénératifs (astérisque). Notez la subtile ramification intratendineuse du vaisseau (flèche) au sein de la substance tendineuse : la comparaison des deux scans révèle que l'image Doppler à large bande montrée en b a une résolution spatiale plus élevée (calibre du vaisseau plus petit) et une meilleure sensibilité (représentation des branches secondaires). Ca, calcanéum. Exemple de flux dynamique avancé (Toshiba).
8. IMAGERIE COMPOSEE
L'imagerie composée spatiale indique un mode d'acquisition dans lequel les informations sont obtenues à partir de plusieurs angles d'insonation et combinées pour produire une seule image (Entrekin et al. 2001 ; Lin et al. 2002).
Différent du mode B conventionnel dans lequel les images américaines sont obtenues à partir d'un seul angle d'insonation (perpendiculaire au réseau de transducteurs), en mode composé, le formateur de faisceau numérique oriente le faisceau américain à plusieurs (jusqu'à neuf) angles de direction en temps réel. taux d'acquisition (Claudon et al. 2002). Lorsque le signal est reçu, les lignes de visée sont rendues selon la géométrie rectangulaire du champ de vision de l'image US. Les avantages du mode composé sont nombreux, notamment la réduction des artefacts d'image (par exemple, le chatoiement, l'encombrement, le bruit, les artefacts générés par l'angle), une délimitation plus nette des interfaces tissulaires et une meilleure discrimination des lésions sur l'arrière-plan ainsi qu'une amélioration de la résolution des détails et de l'image contraste. Dans le système musculo-squelettique, l'imagerie composée conduit à une meilleure délimitation des structures composées d'échos spéculaires, tels que les tendons et les muscles (Lin et al. 2002). Cela provient du fait que, lorsque ces structures sont imagées, l'amplitude d'écho la plus élevée est obtenue au point où le faisceau US leur est perpendiculaire en raison de l'anisotropie (c'est-à-dire, échotexture fibrillaire des tendons, surfaces courbes). Avec la composition spatiale, les images sont générées sous différents angles de vue : par conséquent, il est plus probable que l'un de ces angles soit perpendiculaire au tendon ou aux fibres musculaires pour générer une amplitude d'écho plus élevée même à des angles d'insonation qui provoquent une anisotropie en mode conventionnel (Fig. 6a) (Lin et al. 2002). Les ombres de bord résultant des limites des lobules graisseux sous-cutanés, des tendons, des muscles, des fascicules nerveux, des plans fasciaux et des parois des vaisseaux sont également effacées car elles ne réfléchissent que faiblement aux angles obliques (Fig. 6b–e) (Claudon et al. 2002). Un autre avantage de l'imagerie composée est la réduction du bruit de speckle, un artefact aléatoire provoquant une apparence granuleuse des images américaines en raison de la diffusion des réflecteurs tissulaires (Lin et al. 2002). La réduction du chatoiement obtenue en faisant la moyenne des images sous différents angles d'insonation conduit à une meilleure définition de l'image et à un meilleur rapport signal/bruit. L'image résultante apparaît plus lisse avec une meilleure définition du plan tissulaire. La combinaison avec un nombre élevé d'images moyennées détériore la résolution temporelle (Lin et al. 2002) : cela ne semble pas être un problème dans l'échographie musculo-squelettique car l'examen est exempt de mouvement respiratoire et cardiaque et, dans la plupart des cas, statique. En général, les manœuvres dynamiques pendant le mouvement passif des tendons ou des articulations ne sont pas significativement affectées par la moyenne du cadre. Récemment, certains systèmes en mode composé ont été développés en utilisant l'émission simultanée de deux fréquences différentes au lieu d'une pour améliorer la résolution de contraste (fréquence de transmission composée). Des algorithmes adaptatifs qui effectuent une analyse en temps réel des modèles au niveau des pixels et affinent l'image en mettant l'accent sur les modèles dans la texture tissulaire et en désaccentuant les artefacts et le bruit, peuvent être combinés avec l'imagerie composée spatiale pour affiner davantage les frontières et les interfaces tissulaires. De même, les systèmes d'imagerie couleur en mode B avec optimisation du contraste (imagerie photopique) peuvent être appliqués pour améliorer le contraste global de l'image et la définition des limites profondes des tissus mous (Sofka et al. 2005).
Figure 6. a–e. Imagerie composée spatiale. un dessin schématique illustre le processus d'acquisition d'images en mode composé. Le faisceau américain est dirigé hors de l'axe, offrant plusieurs lignes de visée sous plusieurs angles lors de l'acquisition en temps réel. Le traitement du signal transforme les images dirigées en une image finale en temps réel à mesure que chaque nouvelle image est acquise. Avec ce système, une délimitation plus claire des frontières (en noir) et des interfaces est obtenue même lorsqu'elles sont orientées à des angles défavorables. L'ombre acoustique postérieure aux calcifications est généralement plus fine et moins délimitée qu'en mode conventionnel. b,c Coupes conventionnelles b 12–5 MHz et c 17–5 MHz du nerf médian au milieu de l'avant-bras. Au plus profond du tendon fléchisseur radial du carpe (têtes de flèches), le nerf (flèche) apparaît comme une structure arrondie composée de nombreux petits points hypoéchogènes liés aux fascicules. Notez comment les fascicules sont plus clairement représentés à mesure que la fréquence augmente. Le tissu musculaire du fléchisseur profond des doigts (carré pointillé) apparaît grossier et granuleux. d,e Images composées d 12–5 MHz et e 17–5 MHz correspondantes. Les fascicules sont mieux délimités par rapport aux images acquises en mode conventionnel. Le meilleur résultat est obtenu avec l'utilisation combinée de la composition spatiale et de la sonde US 17–5 MHz. Les muscles (carrés en pointillés) présentent une échotexture plus homogène en raison d'une meilleure suppression de l'artefact de chatoiement et d'un rapport signal sur bruit accru. Exemple d'imagerie SonoCT (Philips).
9. IMAGERIE À CHAMP DE VISION ÉTENDU
L'un des principaux inconvénients des transducteurs linéaires pour l'imagerie du système musculo-squelettique est l'extension limitée du champ de vision (souvent < 4 cm de large). Avec ces sondes, afficher toute l'étendue d'une anomalie et montrer sa relation avec les structures adjacentes sur une seule image peut être problématique : cela crée une reproduction inadéquate de la lésion complète sur les empreintes et des difficultés pour les collègues et le médecin référent lors de la lecture des images américaines. Quelque peu similaire aux systèmes composés produits au milieu et à la fin des années 1970, la technologie à champ de vision étendu utilise une analyse d'enregistrement d'image spécifique pour suivre le mouvement de la sonde et reconstruire une grande image composite pendant le balayage en temps réel sur de longues distances et des surfaces corporelles incurvées sans utiliser dispositifs de positionnement externes. Après avoir sélectionné un plan de balayage d'intérêt, l'examinateur fait glisser une sonde standard le long de la surface de la peau dans la direction du plan de balayage tout en surveillant l'image sur l'écran. Pendant le mouvement latéral de la sonde, il y a une partie en temps réel de l'image qui avance et une partie statique qui affiche ce qui a été numérisé (Fig. 7). Le processus de reconstruction est basé sur le fait que les caractéristiques de l'image d'une image donnée et de l'image suivante sont très similaires, sauf que la deuxième image est légèrement décalée ou tournée par rapport à la première (Weng et al. 1997). Les trames successives sont enregistrées et fusionnées avec les précédentes sur la base d'un algorithme d'autocorrélation et d'une architecture de traitement parallèle avancée nécessitant un travail numérique intense. Comme déterminé sur des fantômes, la mesure géométrique du champ de vision étendu des États-Unis est précise à moins de 5 % (Weng et al. 1997 ; Fornage et al. 2000). Particulièrement dans l'examen du système musculo-squelettique, cette technique semble capable de fournir des données précises en raison de l'absence de mouvements respiratoires ou de pulsatilité des gros vaisseaux (Weng et al. 1997 ; Barberie et al. 1998 ; Lin et al. 1999). L'imagerie à champ de vision étendu peut montrer l'anomalie (le plus souvent de grandes collections liquidiennes, des lésions musculaires, des tumeurs, etc.) en association avec les repères appropriés, tels que les articulations, les tendons et les muscles, qui peuvent même être éloignés de la structure de intérêt. Bien que la formation soit importante pour obtenir des images précises, la technique du champ de vision étendu contribue à une meilleure présentation des informations US pour le médecin traitant (Weng et al. 1997 ; Barberie et al. 1998 ; Lin et al. 1999 ; Sauerbrei 1999).
Figure 7. a–c. Imagerie à champ de vision étendu. a–c Formation d'une image panoramique à champ de vision étendu sur le muscle petit fessier (têtes de flèches). Pendant le balayage en temps réel, la sonde est déplacée caudalement (flèches). La case indique où l'image actuelle est obtenue. Les cadres d'image sont translatés et pivotés en fonction du mouvement estimé de la sonde au moyen d'un enregistrement d'image. L'image panoramique finale montre toute la longueur du petit fessier depuis la crête iliaque (Ic) jusqu'à son insertion dans le grand trochanter (Gt). Les relations du tendon du moyen fessier (flèches vides) avec le tendon du petit fessier (flèche blanche) sont indiquées. Les photographies en haut à gauche des figures indiquent le positionnement de la sonde. Exemple d'imagerie à champ de vision étendu (Siemens).
10. IMAGERIE BASÉE SUR LA DIRECTION
En plus des systèmes spatiaux composés et Doppler, la fonction d'orientation du faisceau a récemment été appliquée à l'imagerie en mode B pour obtenir un format de parallélogramme avec des côtés latéraux parallèles mais obliques au lieu d'un champ de vision rectangulaire. Cette fonction est obtenue en activant des éléments consécutifs dans le réseau avec des retards croissants de sorte qu'un front d'onde résultant d'interférences constructives envoie des lignes de visée obliques le long de l'axe de profondeur. En échographie musculo-squelettique, cette fonction semble être utile lorsque des structures anisotropes, comme les tendons ou les ligaments, sont examinées avec un angle d'incidence éloigné de 90° en raison de leur trajet oblique de la surface vers la profondeur (tendon distal du biceps, insertion des tendons d'Achille et du sus-épineux, etc.). L'orientation du faisceau peut optimiser la représentation de l'échotexture fibrillaire dans une zone de tendon par ailleurs hypoéchogène, aidant ainsi à éviter la confusion entre artefact et maladie (Fig. 8). Étant donné que de nombreuses pathologies du système musculo-squelettique sont plus grandes que le petit champ de vision des transducteurs à réseau linéaire, une technologie de pilotage (large champ de vision) capable d'augmenter la taille latérale de l'image dans le champ lointain a été développé récemment. La forme trapézoïdale résultante du champ de vision conduit à la reproduction de grandes lésions dans toute leur étendue sans nécessiter d'algorithmes de champ de vision étendu (Fig. 9).
Figure 8. a–d. Orientation du faisceau pour l'imagerie en niveaux de gris. a,b Images américaines à axe long 14–7 MHz au-dessus de l'insertion du tendon d'Achille (têtes de flèches blanches) sur le calcanéus (Ca) acquises a en mode conventionnel et b en dirigeant le faisceau (têtes de flèches vides) pour produire un front d'onde oblique. En b, notez la suppression (flèche ouverte) de la zone intratendineuse hypoéchogène artéfactuelle (flèche blanche) due à l'orientation du faisceau perpendiculairement à l'insertion du tendon. c,d Dessins schématiques corrélatifs. Exemple de fonction de direction en mode B (Toshiba).
Figure 9. a–e. Technologie à large champ de vision. a,b Images échographiques transversales 12–5 MHz sur la face antérieure de la cuisse avec corrélation de dessin schématique c,d chez un patient de 25 ans qui a subi une lésion de traction de l'aponévrose distale du muscle droit fémoral entraînant un hématome périphérique étendu ( flèches blanches). a En utilisant un champ de vision rectangulaire classique, l'hématome ne peut pas être affiché dans toute son étendue : une partie de celui-ci (têtes de flèches) est hors du champ de vision de l'image US. b Avec un champ de vision trapézoïdal, toute la largeur de l'hématome est représentée, y compris sa partie la plus latérale (flèches vides). Flèche courbe, aponévrose centrale. e Imagerie à champ de vision étendu correspondante obtenue sur un plan transversal au-dessus de la partie antérieure de la cuisse. Dans la vue panoramique, les relations de la lésion musculaire avec les repères anatomiques adjacents, y compris le vaste latéral (VL) et le vaste médial (VM), sont affichées. Exemple de Wide-FOV (Philips).
11. IMAGERIE TRIDIMENSIONNELLE
L'amélioration de la vitesse de traitement informatique numérique et de la capacité de stockage de la mémoire a récemment amélioré la possibilité d'appliquer la technologie 3D aux États-Unis (Brandl et al. 1999 ; Wallny et al. 2000 ; Claudon et al. 2002). L'acquisition tridimensionnelle peut être réalisée avec l'US en utilisant soit des transducteurs conventionnels 2D équipés d'un petit capteur de position électromagnétique, soit des « transducteurs de volume 3D » dédiés, qui sont plus grands que les sondes standard et plus difficiles à manipuler, mais qui ont l'avantage de fournir une évaluation plus précise. de chaque plan de balayage (Fig. 10). Ces derniers transducteurs balayent le faisceau US dans tout le volume tissulaire en inclinant la tête de balayage avec un entraînement mécanisé le long de l'axe z. Au cours de cette procédure, des tranches en série sont enregistrées, ce qui donne un balayage de volume en forme de pyramide : pour chaque tranche, l'angle entre les tranches est connu, ce qui minimise la distorsion de l'image finale. Suite à l'acquisition du balayage de volume, le moniteur affiche les tranches reconstruites selon les plans longitudinal, transversal et coronal. Chaque plan peut être orienté dans le bloc de volume pour une analyse détaillée par déplacement parallèle ou rotationnel autour de l'un des trois axes spatiaux (Brandl et al. 1999). Les données peuvent également être affichées sous forme de véritables images 3D à l'aide de divers algorithmes de rendu, y compris la projection d'intensité maximale, les rendus transparents, de surface et Doppler (Brandl et al. 1999). Récemment, des transducteurs de volume dans la gamme de fréquence adaptée à l'analyse du tissu musculo-squelettique ont été introduits, ouvrant de nouvelles perspectives intéressantes pour l'évaluation d'une variété de troubles, y compris les déchirures de la coiffe des rotateurs, la hanche du nourrisson, le pied bot congénital et les lésions osseuses (Gerscovitch 1997 ; Wallny et al. 2000 ; Hünerbein et al. 2001). En plus des systèmes dédiés, des logiciels pour le rendu 3D des images Doppler puissance sont désormais disponibles dans de nombreux scanners, impliquant la capture d'une série d'images séquentielles pendant que le transducteur est traduit manuellement sans nécessiter de matériel spécifique. Bien que certaines imprécisions surviennent si le mouvement n'est pas uniforme, la technologie disponible semble capable de produire des images vasculaires de qualité acceptable dans le système musculo-squelettique (Doria et al. 2000).
Figure 10. a–d. Imagerie tridimensionnelle. un dessin schématique d'une vue coronale à travers les os métatarsiens montre un plan de balayage 2D conventionnel obtenu le long de l'axe x (coronaire) en plaçant la sonde sur l'avant-pied dorsal. b Le dessin correspondant montre un plan reconstruit orienté sur l'axe z (axial) au moyen de la technologie 3D. c,d Acquisitions volumiques tridimensionnelles sur l'avant-pied à l'aide d'une sonde dédiée haute fréquence. Les scans américains conventionnels (images supérieures) révèlent les os métatarsiens (M) comme des images hyperéchogènes avec ombrage acoustique postérieur. Avec l'imagerie 3D, deux plans axiaux reconstruits (images inférieures) ont été obtenus au niveau de c le tissu sous-cutané et d les os métatarsiens selon les barres blanches montrées dans les images supérieures comme référence. En c, les globules graisseux apparaissent comme des zones hypoéchogènes confluentes enchâssées dans un fond hyperéchogène homogène ; en d, les métatarsiens (M) et les muscles interosseux (astérisques) sont représentés dans leur grand axe. Exemple de technologie 3D-Voluson (General Electric).
12. IMAGERIE ÉLASTOGRAPHIQUE
Dans de nombreux contextes cliniques, l'examen physique fournit des informations essentielles pour détecter les anomalies et surveiller les changements liés à l'aggravation ou à la guérison de la maladie. La palpation manuelle fait partie de l'examen physique, dans le but de fournir une évaluation qualitative des modifications de la douceur/rigidité des tissus qui accompagnent souvent les états pathologiques. D'une manière générale, les résultats à la palpation dépendent de la différence de raideur entre les tissus normaux et pathologiques en fonction de leur composition histologique et de leur architecture supramicroscopique. Dans de nombreux cas, cependant, la lésion peut être trop profonde ou trop petite pour être détectée par palpation malgré une grande différence de rigidité avec les tissus environnants. Pour ces raisons, on s'intéresse de plus en plus au développement de méthodes de reconnaissance des tissus anormaux basées sur les propriétés élastiques au cisaillement (Bamber 1999). L'élastographie basée aux États-Unis mesure les réponses de déplacement des tissus (contraintes) à une force externe en supposant que la contrainte est plus faible dans les tissus plus durs que dans les tissus plus mous. La méthode est basée sur la comparaison des formes d'onde radiofréquence US obtenues avant et après la compression légère des tissus avec une sonde conventionnelle en utilisant une technique à main levée (Itoh et al. 2006). L'analyse de la contrainte est basée sur la segmentation automatisée des images US continues obtenues lors de la compression des tissus. Les pixels de couleur sont attribués à l'image élastographique en fonction de l'ampleur de la déformation, avec une échelle allant du rouge (composants mous) au bleu (composants rigides). Dans le système musculo-squelettique, l'expérience préliminaire indique que l'évaluation de l'élasticité peut être prometteuse pour séparer les structures (c'est-à-dire dégénérées à partir de tendons partiellement déchirés) qui ne peuvent être distinguées sur l'imagerie américaine à échelle de gris, ainsi que pour révéler une maladie occulte dans des tissus d'apparence normale, tels que les syndromes des loges (Fig. 11). Il est évident que les lésions contenant de la graisse, du liquide ou de la synoviale seront plus molles que les processus pathologiques fibrotiques et contenant du collagène. Avec les améliorations futures de la technologie et de l'expérience, nous nous attendons à ce que l'élastographie devienne un outil important pour le diagnostic des troubles musculo-squelettiques dans certains contextes cliniques.
Figure 11. a–d. Imagerie élastographique. Deux patients différents atteints du syndrome de conflit de l'épaule présentant une tendinose de la coiffe a,b et une déchirure du tendon sus-épineux c,d. une image US en échelle de gris 13–6 MHz sur le supraspinatus montre un tendon légèrement enflé mais intact (flèches) associé à des parois bursales épaissies (têtes de flèches). Les deux structures sont hypoéchogènes et ne peuvent pas être clairement séparées. Gt, grosse tubérosité. b L'image élastographique correspondante permet de distinguer la bourse du tendon sous-jacent sur la base de sa plus grande compressibilité. c L'image US en échelle de gris 13–6 MHz sur un supraspinatus déchiré et rétracté montre un tissu et un liquide résiduels hypoéchogènes de la bourse (têtes de flèches) sur la tête humérale. d Sur l'image d'élasticité, ce tissu est compressible (imagé en rouge) : cette constatation peut aider à le distinguer des fibres tendineuses intactes résiduelles. Gt, grosse tubérosité. Exemple d'élastographie tissulaire en temps réel (Hitachi).
13. MÉDIAS DE CONTRASTE À ULTRASONS
La capacité de l'échographie à améliorer la détection du flux sanguin avec des réflecteurs d'écho après l'injection de divers fluides a été décrite pour la première fois il y a environ 40 ans (Gramiak et Shah 1968). Une fois qu'il a été découvert que la source des échos intravasculaires supplémentaires était liée aux microbulles se développant pendant le processus d'injection, l'industrie pharmaceutique a commencé à développer des préparations de microbulles stabilisées à injecter dans le système veineux d'une manière sûre qui traverserait le lit capillaire pulmonaire et fournir un rehaussement vasculaire pendant toute la durée de l'étude clinique. La technologie utilisée a été celle des bulles de gaz encapsulées, de taille plus petite que les globules rouges : plusieurs gaz ont été utilisés, allant de l'air à des médicaments moins diffusibles, comme l'hexafluorure de soufre ou les perfluorocarbures. Le gaz a été encapsulé de manière appropriée dans des coquilles de phospholipides d'épaisseur et de rigidité différentes pour obtenir une stabilité et une durée pendant le balayage. Les agents de contraste US servent de source active de réflecteurs sonores créant un motif échogène dans le sang qui coule. En termes pharmacologiques, les agents de contraste à base de microbulles sont considérés comme des « agents du pool sanguin » jusqu'à ce qu'ils soient métabolisés, car ils ne sont ni filtrés par le rein ni capables de pénétrer dans les espaces interstitiels : certains ont récemment montré une absorption spécifique dans le foie et la rate après leur perte de la mare de sang. Lorsque les microbulles entrent en contact avec un faisceau américain à haute pression et à haute intensité, elles s'effondrent en produisant un signal à large bande puissant et transitoire; d'autre part, lorsque l'intensité du faisceau américain est faible, les microbulles oscillent dans le champ américain et subissent un processus de résonance, se contractant et se dilatant rapidement en réponse aux changements de pression de l'onde américaine, émettant un spectre de signaux harmoniques.
Des techniques américaines spécifiques ont été développées pour détecter les signaux des microbulles, y compris les modes d'émission codée multi-impulsions et ce que l'on appelle l'inversion d'impulsion ou de phase dans laquelle des impulsions consécutives de phase opposée sont transmises le long de la même ligne : la soustraction du signal conduit à une augmentation relative de la réponse non linéaire des tissus en supprimant la réponse des structures statiques qui ont intrinsèquement des composants non linéaires mineurs. En pratique, deux principales stratégies d'imagerie sont suivies pour optimiser la réponse des microbulles. Avec les « modes destructifs » (imagerie à indice mécanique élevé), le signal provient de la destruction des microbulles produites par les pics américains de haute intensité : des intervalles de temps sont nécessaires pour la reconstitution du contraste entre les balayages ; avec des "modes non destructifs" (imagerie à faible indice mécanique), la réponse harmonique est collectée à partir de l'insonation de microbulles à une émission américaine de faible intensité fournissant une imagerie continue de la perfusion des microvaisseaux (Claudon et al. 2002). Basées sur les dernières avancées, les deux techniques utilisent l'imagerie en niveaux de gris (et non Doppler) pour optimiser la détection de l'amélioration du contraste. À l'heure actuelle, l'utilisation clinique des agents de contraste US se développe mais l'expérience se réfère, dans la plupart des cas, aux applications abdominales. Ceci est lié au fait que l'imagerie des tissus superficiels nécessite une bande de fréquence de transducteur trop élevée pour induire une réponse harmonique discrète des microbulles. Récemment, des sondes dédiées à une utilisation dans des études de contraste dans des tissus et des organes superficiels ont surmonté cette limitation, conduisant à des résultats encourageants dans l'imagerie de l'arthrite et d'autres affections rhumatologiques (Klauser et al. 2005).
Échographie du système musculo-squelettique
Le livre incontournable de référence et d'apprentissage de l'échographie MSK !
SURALIMENTÉ POUR
APPRENTISSAGE PAR POCKETEDU.
PRATIQUE
Une référence complète et un guide pratique sur la technologie et l'application des ultrasons au système musculo-squelettique.
ÊTRE INSPIRÉ
PocketEDU ™ vous motivera à étudier avec nos aides cognitives visuelles exclusives pour un voyage unique à travers des cours et des leçons.
COMPRENDRE
Créez vos propres scripts d'étude, insérez des images, YouTube ou vos propres vidéos,
littérature et ne jamais les perdre.
LISEZ OU ÉCOUTEZ.
Apprenez selon votre style d'étude. Lisez ou écoutez le matériel en voix off.
