Écho

déplacement génère une force proportionnelle de retour car le milieu est élastique. Les molécules dans le milieu ne sont pas isolées mais couplées élastiquement aux molécules voisines. Par conséquent, le mouvement d’une molécule peut se propager aux molécules adjacentes selon un processus d’ébranlement en chaîne.

Les cristaux de la sonde de l’échographe ont des propriétés piézo-électriques. Les cristaux piézo-électriques de la sonde sont déformés lorsqu’on leur applique un courant électrique alternatif de haute tension. L’oscillation mécanique des cristaux comparable à la vibration de la membrane du tambour résulte de la succession d’expansion et contraction des cristaux selon la polarité alternative du courant. L’expansion des cristaux va entraîner une compression des molécules tissulaires adjacentes et la contraction successive des cristaux va induire une décompression de ces mêmes molécules.

L’ultrason correspond à des ondes ou vagues de pressions mécaniques qui sont propagées de proche en proche dans les tissus par le cycle de déformation des cristaux. Les ondes de compression-décompression des molécules sont représentées de façon conventionnelle sous la forme d’une sinusoïde. Le « pic » de l’onde correspond à la zone de compression des molécules alors que la « vallée » correspond à la zone adjacente où les molécules sont décomprimées. Les effets piézo-électriques sont obtenus avec des céramiques polycristallines.

2. Propriétés physiques des ultrasons

Les propriétés d’une onde sont caractérisées par différents paramètres : l’amplitude, l’intensité, la fréquence et la longueur.

L’amplitude de l’onde est proportionnelle à l’intensité du courant appliqué aux cristaux. L’amplitude de la vibration d’une particule va déterminer sa vitesse maximale (Vo) et donc l’énergie stockée par la particule (E) définie par l’équation 1.

 Equation 1

avec M, la masse de la particule. L’amplitude de l’oscillation va déterminer l’énergie totale (E) de toutes les particules et pour une unité de volume, E est la densité énergétique de l’onde définie par l’équation 2.

 Equation 2

avec r, la densité du tissu.

L’intensité de l’onde correspond au débit d’énergie qui est défini par l’équation 3

 Equation 3

avec E, la densité énergétique de l’onde et C, sa vitesse de propagation.

L’intensité acoustique s’exprime en Watt par cm² (W/cm²).

La fréquence est définie comme le nombre de vibrations de la source émettrice (cristaux) par unité de temps. Elle est donc identique au nombre de cycles qui passent par un point donné du milieu par unité de temps et donc au nombre de fois que vibre par unité de temps une molécule. L’unité de mesure de la fréquence est le Hertz (Hz) ou nombre de cycles par seconde. La fréquence dépend des caractéristiques des cristaux piézo-électriques, elle correspond à la fréquence de résonance du cristal, c’est-à-dire la fréquence pour laquelle l’amplitude des oscillations du cristal et donc l’amplitude des ultrasons est maximale.

La longueur d’onde (l), caractéristique à la fois de l’onde et du milieu de propagation mesure l’étendue spatiale d’un cycle de vibration. Elle correspond à la distance parcourue par l’onde au cours d’un cycle de vibration. La fréquence et la longueur d’onde sont reliées par l’équation suivante :

 Equation 4

avec C, la célérité ou vitesse de l’onde, f, la fréquence de l’onde.

La fréquence et la longueur d’onde varient de façon inversement proportionnelle si la vitesse de propagation de l’ultrason dans un milieu est constante. Pour les milieux biologiques sauf pour l’os (4080 m/s) et les poumons (600 m/s à cause de l’air), la vitesse moyenne de propagation des ultrasons est de 1540 m/s (tableau 1), cela signifie qu’un ultrason se propage dans les tissus sur une distance de 1.5 mm en  s.

Comme la vitesse de propagation des ultrasons est indépendante de la fréquence et est à peu près constante dans les tissus mous (1540 m/s), la sélection d’une sonde à haute fréquence va se traduire par une diminution de la longueur d’onde du son émis. Les longueurs d’onde correspondant aux fréquences des ultrasons habituellement utilisées peuvent être calculées à partir de l’équation 4 (en considérant que la vitesse de propagation des ultrasons est de 1540m/s, tableau 1). Ainsi, la longueur d’onde de 1.5 mm pour une fréquence de 1 MHz devient égale à 0.15 mm lorsque la fréquence atteint 10 MHz.

3. Interactions des ultrasons avec les milieux biologiques : la genèse des échos

La figure 2 illustre l’analogie entre l’émission et la réception d’un son avec l’émission et la réception d’un ultrason. Lorsqu’un son audible rencontre un obstacle à sa propagation, il est réfléchi et une onde de retour de même fréquence revient sous la forme d’un écho. Cet écho sera perçu par le système acoustique de l’oreille ou tympan. La distance qui sépare la source émettrice du son (membrane du tambour) de l’obstacle peut être déterminée à partir de la vitesse de propagation du son audible dans l’air (330 m/s). De façon analogue, lorsqu’un ultrason qui se propage dans un tissu rencontre une interface tissulaire, une partie de l’ultrason est réfléchie et retourne aux cristaux de la sonde. Les cristaux déformés par l’écho ont la propriété de générer un courant qui sera enregistré.

Le cristal est donc à la fois l’émetteur et le récepteur. Le délai entre la propagation de l’ultrason et la réception de son écho va permettre de déterminer la distance entre les cristaux et la surface réfléchissante. L’analyse des ultrasons modifiés après leur passage dans un milieu permet d’en extrapoler la structure, d’où l’intérêt de comprendre le comportement des ultrasons à la traversée des tissus.

3.1. La réflexion

Le phénomène de réflexion nécessite une présentation de la notion d’impédance acoustique.

L’impédance acoustique (z) d’un tissu est définie comme le produit de la densité du milieu par la vitesse de propagation des ultrasons. Ce paramètre acoustique caractérise la propriété de ce milieu à propager vs réfléchir l’onde ultrasonore. Une interface tissulaire existe lorsque deux tissus d’impédance acoustique différente sont en contact. Lorsqu’une onde rencontre une interface tissulaire, une partie de l’énergie incidente est réfléchie. La proportion d’énergie réfléchie à l’interface de deux milieux d’impédances acoustiques respectives z1 et z2 est donnée par l’équation 5.

 Equation 5

L’importance de la réflexion dépend donc de la différence d’impédance acoustique entre les deux milieux. Ainsi, à l’interface graisse (z=1.33 106)-muscle (z=1.7 106), seulement 1.5 % de l’énergie incidente sera réfléchie. Les échos générés à cette interface sont cependant d’amplitude suffisante pour être détectés. Les interfaces les plus intéressantes correspondent à une faible différence d’impédance acoustique (1% ou moins). La plus grande partie de l’énergie incidente est transmise à travers l’interface tissulaire et peut explorer les tissus sous-jacents. Cependant, lorsque l’onde ultrasonore rencontre son trajet des milieux d’impédance acoustique très différente de celle des tissus mous comme le tissu osseux ou des gaz, la majeure partie de l’onde est réfléchie (plus de 99%). Cette forte réflexion de l’onde ultrasonore résulte de la combinaison d’un changement abrupt de vitesse de propagation des ultrasons et de densité du milieu aux interfaces tissu mou-os ou tissu mou/air. C’est la raison pour laquelle les os et les gaz constituent un obstacle à la propagation des ultrasons. Ce phénomène est fréquent lors de l’exploration transrectale lorsqu’il y a des poches d’air ou de gaz dans l’intestin. De même, pour une échographie transcutanée, il est nécessaire de couper les poils et d’avoir recours à un gel pour minimiser les pochettes d’air entre la sonde et les tissus examinés.

La réflexion est à la base de la formation de l’image échographique. Au fur et à mesure que le faisceau est l’objet du phénomène de réflexion, l’intensité de l’onde ultrasonore diminue exponentiellement avec la profondeur de pénétration dans le tissu (p) selon l’équation 6.

 Equation 6

où a(f) est un coefficient d’atténuation qui dépend de la fréquence. I0 et I représentent les intensités respectives du faisceau incident et du faisceau transmis.

L’atténuation correspond à la diminution de l’intensité de l’onde au fur et à mesure qu’elle progresse dans les tissus, ce qui va limiter la profondeur des tissus explorés. Dans les tissus mous, l’atténuation augmente à la fois avec la fréquence du signal et la profondeur de pénétration. A valeur d’atténuation égale, la profondeur de pénétration des ultrasons est d’autant plus faible que la fréquence est élevée. L’atténuation de l’onde est mesurée