Utilisation médicale des ultrasons

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1 Utilisation médicale des ultrasons

2 Les bases de l échographie Définition des ultrasons Notion d échostructure Pertes d énergie du faisceau Incidence sur le choix de la fréquence : résolution latérale, axiale profondeur de champ Focalisation Différents types d écho

3 Définition Ultrasons : Sons de fréquence > 20 khz infrasons sons audibles ultrasons 20 Hz 20 khz Fréquences utilisées en médecine : de 1 à 15 MHz Ondes élastiques ne pouvant se propager que dans un milieu matériel, des rayonnements électro-magnétiques

4 Propriétés Physiques des US Les sons ne se propagent pas dans le vide Il n y a pas de transport de matière mouvements vibratoires des particules de part et d autre de leur position d équilibre phénomènes de compression et de relaxation successifs transmis aux molécules voisines La vitesse de propagation de l onde sonore (célérité c en m/s) dépend essentiellement des caractéristiques du milieu (élasticité, densité): air = 330 ; eau = 1480 ; tissus mous = 1540 ; os = 4080 m/s nb: c est inversement proportionnelle à la compressibilité Impédance Z = ρ. c : caractérise la nature du milieu traversé (Z en kg/m 2.s ou rayl.)

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8 Propriétés Physiques des US Onde progressive longitudinale : mouvement des particules dans le sens de la propagation : a (x,t) = a o sin (k x - ω t) Onde périodique dans le temps période T : ψ (x,t) = ψ (x, t + T) l espace longueur d onde λ : ψ (x,t) = ψ (x + λ, t) Mouvement sinusoïdal fréquence F (Hz) = 1/T; pulsation ω = 2 π / Τ = 2 π F nombre d onde k = 2 π / λ = (ω / c) λ = ct = c/f Célérité c (m/s) Energie - Puissance : cette onde se déplace à la célérité c et transporte une énergie : p (x,t) = p o sin (k x - ω t)

9 Longueur d onde La célérité varie avec le milieu, la fréquence reste constante tissu célérité fréquence muscle 1540 m.s -1 5 MHz λ = λ c f 0,308 mm muscle 1540 m.s MHz 0,154 mm graisse 1450 m.s -1 5 MHz 0,290 mm os 4080 m.s -1 5 MHz 0,816 mm

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11 Production des Ultra-sons Vibrations mécaniques d une céramique piézo-électrique une différence de potentiel crée une distorsion : émission la pression crée une différence de potentiel : réception

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16 transducteur Sonde : boitier isolant de protection comprenant : la Céramique l Amortisseur et l Adaptateur Céramique (cristaux de synthèse): - émettrice et réceptrice des US - caractérisée par une Fréquence de résonance (Fo), fonction de son épaisseur et de la nature du matériau. Amortisseur (placé en arrière): - amortit les vibrations de la céramique - absorbe le rayonnement émis en arrière Adaptateur d Impédance : Z proche des tissus biologiques - rôle de protection de la céramique, isole de la peau - non conducteur

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19 Propagation des ondes US sonde gel transducteurs peau échostructure Vitesse dépendante du milieu air : 343 m.s -1 eau : 1540 m.s -1

20 Propagation des ondes US sonde gel transducteurs peau échostructure

21 Propagation des ondes US sonde gel transducteurs peau échostructure

22 Pertes d énergie des ondes US par diffraction géométrique par réflexion et réfraction par diffusion par absorption des tissus

23 Diffraction géométrique sonde Champ proximal Champ distal dans le champ proximal, il n y a que peu de pertes, mais la distribution de l énergie est hétérogène dans le champ distal, la distribution de l énergie est homogène mais les pertes augmentent avec la distance. dans l idéal, il faut utiliser la sonde à une distance correspondant à la limite entre les deux champs.

24 Diffraction géométrique sonde Champ proximal Champ distal

25 Réflexion spéculaire et Réfraction F incident F incident F réfléchi F réfléchi α i α r Z 1 Z 1 Interface Interface Z 2 F transmis Z 2 F réfracté α t Incidence normale Incidence oblique

26 L impédance acoustique l impédance acoustique Z a est le rapport de la pression effective sur la vitesse de l onde : Z a = p a / v a le coefficient de réflexion α r = Z Z le coefficient de transmission α t = notons que α r + α t = Z Z Z ( Z + Z ) Z 2 2 Entre deux milieux différents, la meilleure adaptation d impédance est Z ad = Z.Z 1 2

27 L impédance acoustique Tissu ρ (kg/m 3 ) Z (kg/m 2.s) c (m/s) Cerveau Foie Eau Poumon Squelette Air* ρ 0 c est environ fois plus grand pour l eau que pour l air à la pression ordinaire

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31 Diffusion Réflexion spéculaire Réflexion non spéculaire : diffusé Monodirectionnelle Forte Amplitude λ > taille des aspérités Pluridirectionnelle Faible Amplitude λ < taille des aspérités

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35 Absorption par les tissus Loi exponentielle : I = I 0. e -αx α est le coefficient d absorption (en db / cm / MHz) Echo A sonde Tissus sang I graisse 0,5 foie muscle os poumon α 0,1 1 1, x

36 Absorption par les tissus Plus la fréquence est élevée plus l atténuation est importante pour une même distance parcourue. I 1 MHz 2 MHz 4 MHz 0 10 cm 20 cm 30 cm x

37 Résolution spatiale Résolution : la plus petite distance séparant deux points identifiables Résolution axiale : dans l axe du faisceau Résolution transversale ou latérale : perpendiculaire à l axe du faisceau sonde Champ proximal Champ distal

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43 La focalisation focalisation par lentille focalisation électronique focalisation dynamique

44 Focalisation par lentille US sonde lentille champ proximal zone focale champ distal La zone focale est l endroit du faisceau où la résolution spatiale est la meilleure.

45 La résolution latérale sonde D lentille Fo δ diamètre distance focale on définit l ouverture : D Fo la largeur du faisceau est la résolution latérale (δ) δ 2, 44λ Fo D

46 La profondeur de champ sonde lentille L L profondeur de champ Fo 3λ D 2 Si le diamètre de la sonde diminue, la profondeur de champ augmente, mais la résolution se dégrade compromis.

47 Echographie B multisonde Sonde Faisceau de lignes parallèles écran de visualisation

48 Echographie B sonde sectorielle sonde Faisceau de lignes divergentes écran de visualisation

49 Echographie TM (time motion) temps

50 Focalisation électronique Lignes à retard Focalisation dynamique

51 Focalisation électronique Sonde Impulsions Lignes à retard Impulsions. focalisées Front d onde. focalisé Foyer

52 Focalisation dynamique En modifiant tir après tir les valeurs de lignes à retard, on modifie le point de focalisation au cours du temps. Il est ainsi possible d allonger la plage où la focalisation est maximale sur l axe de la sonde. Foyer Sonde zone de netteté Lignes à retard

53 Echographes et sondes

54 Principe de l échographie Basé sur les propriétés de réflexion d un faisceau ultrasonore à la jonction entre 2 milieux d Trajet parcouru par l onde sonore : 2 fois la distance d

55 La mesure de la distance Réversibilité des sondes Profondeur maximale Durée de l impulsion Amplification du signal

56 La réversibilité de la sonde Le même transducteur est alternativement émetteur et récepteur sonde distance d écho a écho b a b émission 1 réception 1 émission 2 t

57 Profondeur d exploration La durée de la période de réception de la sonde détermine la profondeur maximale d exploration par les ultrasons Distance maximale ou profondeur = v t où v est la célérité des sons dans le milieu et t la durée mise par l onde pour aller jusqu à l échostructure et revenir à la sonde. Ex : t = 250 µs fréquence de répétition F R = 1 / 2, s = 4 khz profondeur dans l eau = 1540 m.s -1 x 2, s / 2 soit environ 19 cm 1 2

58 La durée de l impulsion La durée de l impulsion ultrasonore est habituellement de 1 µs Elle détermine la résolution axiale de l appareil sonde on sépare bien a de b a b sonde! confusion de c et d c d Dans l eau la résolution axiale d un appareil ayant une impulsion d une durée de 1 µs est de : 1540 m.s -1 x 10-6 s / 2 = 0,77 mm

59 Choix de la fréquence La résolution axiale dépend de la durée d impulsion, ce qui impose une fréquence minimale (ex : t = 1 µs f > 1 MHz) La résolution latérale s améliore avec la fréquence, mais la profondeur de champ diminue L atténuation des tissus croît avec la fréquence, ce qui limite la profondeur d exploration En conséquence : on peut étudier avec une grande précision des structures peu profondes et de petite taille les organes profonds et/ou volumineux sont étudiés avec une moins bonne résolution

60 Exemple : follicule ovarien Diamètre du follicule : 16 mm Avec une sonde 3,5 MHz Avec une sonde 5 MHz

61 Profondeur vs Fréquence Prof. (cm) ,5 5 7,5 10 Fréq.(MHz)

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63 Amplification du signal Les échos sont d autant plus faibles que les structures réfléchissantes sont situées loin de la sonde. intensité Echo A distance temps Il faut donc amplifier le signal de manière variable et progressive

64 Gain de l amplificateur I Echo A initial Gain de l ampli (en fonction du temps) db I x t x Signal amplifié x

65 Les échostructures En fonction de l intensité (corrigée) des différentes structures, on parle : de structures anéchogènes (non ou mal visibles) de structures hypo-échogènes (signal faible) de structures hyper-échogènes (signal fort)

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70 Echographie biliaire renforcement postérieur ombre acoustique Foie et vésicule biliaire Calcul dans la vésicule

71 Echographies du sein

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75 conclusion Mode A Amplitude - relation linéaire entre l intensité du signal et l amplitude de la déviation. - 1 seule ligne dans l espace - ne permet pas de faire des images de coupes Mode B Brillance - Codage par la luminosité (amplitude de l écho) d un point fixe. - Représentation d une image (tranche de tissu) par balayage du champ Mode TM Temps Mouvement - Mode B avec évolution du tracé du point observé dans le temps - Excellente résolution spatiale et temporelle - Observation des structures mobiles et des événements très rapides Mode Bidimensionnel 2D - Echo d une surface (plusieurs sondes) et non dans une seule direction linéaire - Coupe de la structure explorée

76 L effet Doppler-Fizeau Principe de l effet Détermination de la vitesse Détermination du sens de déplacement Notion de fenêtre temporelle Calculs dérivés : débits, sténoses

77 L effet Doppler Modification observée de fréquence d'une source sonore lorsque la source et l'observateur se déplacent l'un par rapport à l'autre. Exemples : bruit de voiture ou de klaxon en mouvement décalage de couleur selon la vitesse des étoiles

78 Les modifications de fréquence f r R : récepteur f e E et R sont immobiles E : émetteur f r = f e A l arrêt

79 Les modifications de fréquence f r R : récepteur f e E et R se rapprochent E : émetteur f r > f e Approche

80 Les modifications de fréquence f r R : récepteur f e E et R s éloignent E : émetteur f r < f e Eloignement

81 Le calcul de la vitesse 1) la source E s approche de R à la vitesse v 2) c la fréquence apparente : f r = fe. > fe c v la source E s éloigne de R à la vitesse v c la fréquence apparente : f r = fe. < fe c + v 3) le récepteur R s approche de E à la vitesse u c + u la fréquence apparente : f r = fe. > fe c 4) le récepteur R s éloigne de E à la vitesse u c u la fréquence apparente : f r = fe. < fe c

82 Cas général On voit que c c c + v c v si E se déplace à la vitesse v et R à la vitesse u + f = f. >> r e les causes multiplient leurs effets c c u v f f f r = r r f e f e f e f e

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84 Mesure de la vitesse du sang Vélocimétrie Döppler des hématies : si le déplacement n est plus colinéaire, il faut tenir compte de l angle θ. La fréquence Döppler F D f r fe v FD = 2 fe cosθ c c v =. FD 2 f cosθ vaut : e

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89 L écoulement du sang Ecoulement laminaire : D v - vitesses stables - profil concentrique régulier dv dt = S dx dt = S. v Débit : avec S = π. D 4 2 Ecoulement turbulent : - accélération des vitesses au centre sténose - ralentissement et turbulences en périphérie

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95 Modes de fonctionnement Döppler continu (2 cristaux E et R) Mesure des vitesses sanguines Etude du sens d écoulement Calcul de débits Recherche des sténoses artérielles Döppler pulsé (même sonde pour E et R) Association d une mesure de vitesse à une image échographique B.

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99 Doppler Pulsé Avantages : précisions sur la zone de mesure repérage aisé par la superposition à un écho TM ou B réglage du volume de mesure Inconvénients : limitation en profondeur : (temps nécessaire à l'a.r. de l'onde ultrasonore) Prof. = c / 2F R (F R =fréquence de répétition) ex : F R =10kHz Prof. =7,5 cm limitation de la vitesse maximale mesurable : Pour mesurer une variation de fréquence de 5 khz, la F R ne peut être inférieure à 10 khz. erreur d échantillonnage : Aliasing (Théorème de Shannon) compromis à trouver entre profondeur maximale et vélocité mesurée.

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101 Analyse du Doppler Acoustique : passage à l'aigu si le flux se rapproche de la sonde, au plus grave quand il s'en éloigne. Variable s il s agit d une artère Continu s il s agit d une veine Visuelle : courbe positive ou négative selon le sens, bleu (se rapproche du capteur) ou rouge (s'en éloigne). La couleur désigne le sens, (ou la nature, artérielle ou veineuse) l'intensité de celle-ci traduisant la vitesse du phénomène. Le vert est utilisé pour évaluer les turbulences.

102 Le Doppler énergie Döppler énergie ou puissance Il est possible de coder de façon bidimensionnelle et en couleur l'énergie du signal Doppler au lieu de la valeur du décalage de fréquence. L'énergie du signal Doppler est directement proportionnelle au nombre de globules rouges à l'origine du décalage de fréquence. Avantages : disparition des anomalies d échantillonnage (anti-aliasing) forte diminution du bruit amélioration de la résolution spatiale Inconvénients : mauvaise résolution temporelle sensibilité aux mouvements absence d'indication sur le sens de l'écoulement

103 Flux dans l aorte ascendante

104 Doppler Transcranien Recherche d une sténose de l artère carotide, par inversion du sens du flux sanguin dans l artère ophtalmique

105 Echo-doppler intracardiaque Plan aorto-mitral Flux trans-mitral

106 Echo-doppler vasculaire

107 Echo-doppler obstétrical Etude du flux d un cordon ombilical

108 Applications en thérapie Effets thermiques Effets de cavitation

109 Effets thermiques des US Atténuation = transfert d'énergie au milieu Seulement pour des énergies importantes, bien supérieures à celles du diagnostic En application continue, pour des puissances supérieures à 160 db et une fréquence de 1 MHz on peut avoir des effets thermiques utilisables Utilisation en dermatologie et rhumatologie

110 Effets de cavitation Utilisation d un gradient de pression pour provoquer des déchirures dans les tissus 10 W/cm 2 passage à l'état gazeux des gaz dissous (loi de Henry) Création de nombreuses bulles onde de choc = 1000 atm Application : lithotripsie extra-corporelle

111 Lithotripsie extra-corporelle couronne de céramiques piézo-électriques destruction des calculs rénaux Calcul vésical au point focal F2 Réflecteur ellipsoïdal Coussin d eau Emission au point focal F1

112 Un appareil de lithotripsie

113 avec nos sincères remerciements pour son aide précieuse dans la réalisation de ce document à notre ami le Pr Jean Yves Devaux et au Dr S Moati (St Antoine) année