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date de publication06.12.2016
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Ultrasons : de la physique fondamentale à la médecine
Pascal LAUGIER1, Michael TANTER2,

Emmanuel BOSSY1 et Jean-François AUBRY2

1LIP UMR CNRS 7623 Université Pierre et Marie Curie Paris 6, Paris

2LOA UMR CNRS, ESCPCI, Université Diderot Paris 7, Paris

mél : laugier@lip.bhdc.jussieu.fr

Les ultrasons en médecine sont utilisés à des fins diagnostiques ou thérapeutiques. Nous ne parlerons ici uniquement que des applications diagnostiques, mais il convient de rappeler que les effets mécaniques des ondes sonores (onde de choc, cavitation) sont exploités pour la destruction des calculs, tandis que les effets thermiques (absorption) le sont pour l’ablation des tumeurs.
La pénétration relativement aisée des ultrasons dans les tissus mous permet l’exploration de la plupart des organes à l’exception du squelette et des poumons. Des images échographiques morphologiques sont obtenues en analysant les échos réfléchis par les tissus. L’analyse des tissus en mouvement en mode « Doppler », quant à elle, permet de réaliser une imagerie fonctionnelle de l’appareil cardiovasculaire et une évaluation des écoulements du sang dans l’arbre vasculaire.
La résolution des images est plus fine lorsque la fréquence des ondes ultrasonores augmente. Toutefois, la transparence aux ultrasons des tissus biologiques décroît très rapidement lorsque la fréquence des ondes augmente. Des fréquences ultrasonores comprises entre 2 et 15 MHz sont habituellement utilisées chez l’homme, pour des résolutions au mieux de l’ordre de quelques centaines de microns.



Figure 1 : Imagerie échographique de l’œil à haute fréquence. Image de la partie superficielle du globe oculaire (en haut à droite), et représentation de 3D de la courbure de la cornée (en bas à droite).

Dans les 20 dernières années, des progrès importants ont été réalisés dans la conception et la fabrication de capteurs en matériaux piézo-composites ou polymères. Les capteurs ont ainsi gagné en sensibilité, en largeur de bande et en densité d’éléments. Certains sont miniatures, d’autres résonnent à haute fréquence, entre 20 et 100 MHz. De nouvelles applications se sont développées comme l’exploration des organes par voie endocavitaire ou l’imagerie de l’œil (figure 1) et de la peau (figure 2) avec des résolutions spatiales pouvant atteindre quelques dizaines de microns. Le progrès des calculateurs et des séquences d’acquisition volumique a permis l’obtention d’images 3D spectaculaires, principalement dans le domaine de l’obstétrique.

Figure 2 : Empreinte digitale. Image obtenue avec un capteur de 20 MHz.
L’augmentation de la bande passante des capteurs actuels est telle qu’il est possible désormais d’émettre les ultrasons autour d’une certaine fréquence et de recevoir les échos réfléchis dans d’autres gammes de fréquences. Ceci permet d’exploiter l’effet non-linéaire des interactions ultrasonores avec les tissus pour produire de nouvelles images dites « harmoniques ». Les tissus biologiques sont des matériaux non-linéaires, de telle sorte que des harmoniques de la fréquence d’émission apparaissent graduellement au cours de la propagation dans les tissus. L’imagerie harmonique consiste à sonder un tissu avec une fréquence fondamentale et à recueillir le signal réfléchi à une fréquence harmonique (en principe l’harmonique double) de la fréquence d’émission. Ce nouveau mode d’imagerie permet l’obtention d’images de meilleure qualité.
L’effet non linéaire est également mis à profit avec les produits de contraste ultrasonore. Les agents de contraste sont des microbulles de gaz encapsulées, dont le diamètre est de l’ordre de quelques microns, que l’on injecte dans la circulation par voie intraveineuse. En raison de leur très grande compressibilité, ces microbulles se comportent comme des diffuseurs très réfléchissants (elles sont beaucoup plus réfléchissantes que les globules rouges dans le sang). Elles permettent de rehausser le contraste des images de façon considérable dans tout le compartiment vasculaire et dans les régions richement vascularisées. De plus, ces microbulles ont la particularité de se comporter comme des résonateurs non linéaires avec des fréquences de résonance situées entre 1 et 9 MHz dans la gamme des fréquences utilisées en échographie. En combinant imagerie harmonique et produits de contraste, on se contente d’écouter à la réception la réponse spécifique des oscillations non linéaires des microbulles à l’harmonique double de la fréquence d’émission pour obtenir un gain supplémentaire de rapport signal sur bruit. Cette technique permet une excellente caractérisation des écoulements et de la perfusion des organes.
Nous venons de donner quelques exemples de développements récents qui ont contribué à l’expansion du champ d ’applications des méthodes diagnostiques ultrasonores et leur utilisation par un nombre sans cesse croissant de spécialités médicales. Ces avancées sont liées en grande partie à l’introduction de capteurs plus performants. L’innovation vient également du développement de nouveaux modes d’acquisition ou de traitement des signaux. Ce sont ces développements que nous évoquerons dans la suite. Tous ces développements tentent d’apporter des solutions aux questions suivantes : comment voir mieux, comment voir plus, comment voir des organes considérés inaccessibles jusqu’à maintenant (par exemple le cerveau et le squelette) ? Confrontés à la multiplicité des recherches, nous avons choisi de nous concentrer sur trois domaines récents qui seront à l’origine de nouvelles générations d’appareils dans un futur proche : la focalisation dans les milieux hétérogènes, l’élastographie et la densitométrie osseuse ultrasonore.
Focalisation dans les milieux hétérogènes
La réflexion et la diffusion des ultrasons par des cibles sont à l’origine de la formation de l’image échographique. Alors que l’image des frontières des structures macroscopiques (organe, tumeur) est liée à la réflexion de l’onde incidente par les interfaces, l'échostructure1 (ou signal diffusé) des parenchymes est due aux échos diffusés par les multiples hétérogénéités diffusantes de petites tailles (comparées à la longueur d’onde) telles que capillaires, tissus conjonctifs, îlots cellulaires, etc.
La technique échographique a bénéficié dans les années 1970 des premiers réseaux de transducteurs pour la focalisation dynamique par formation de voie acoustique. Une focalisation uniforme en fonction de la profondeur peut être obtenue grâce aux procédés de focalisation électronique ou numérique associés aux barrettes de transducteurs. Une barrette multi-éléments est constituée d'une rangée d'éléments piézo-électrique de petite taille (typiquement 64 à 128 éléments de largeur 100 à 500 µm). Le principe de la focalisation électronique à l'émission par une barrette linéaire est illustrée sur la figure 3. Plusieurs éléments piézo-électriques de la barrette fonctionnent ensemble pour produire un front d'onde convergent. Les éléments sont excités avec des décalages temporels qui correspondent à la courbure de l'onde que l'on désire émettre. Les éléments latéraux les plus éloignés du centre de courbure de l'onde convergente émettent les premiers, l'élément central émet le dernier. Les décalages temporels peuvent être produits par des circuits électroniques (lignes à retard analogiques) – on parle alors de focalisation électronique – ou numériquement – on parle alors de synthèse de faisceau numérique – (Digital Beam Forming). La focalisation à l'émission peut être modifiée à chaque tir, en changeant la loi de retards appliquée aux éléments de l'ouverture. La combinaison de plusieurs distances focales à l'émission améliore la qualité de l'image. En contrepartie, la cadence d'images est diminuée par un facteur égal au nombre de distances focales sélectionnées.
Le même principe est utilisé pour la focalisation à la réception. Une correction de retard est appliquée derrière chaque élément. Cette loi de retard compense exactement les différences de temps de vol liées à la courbure de l’onde reçue et permet de remettre en phase tous les signaux issus d’une cible à la profondeur z : elle réalise ainsi une ouverture focalisante synthétique qui sélectionne les échos provenant de la zone à visualiser. Le grand avantage des réseaux de transducteurs est la possibilité de réaliser une focalisation dynamique (ou focalisation poursuite) en réception. Il est possible d'ajuster à chaque instant la loi de retard électronique à la profondeur d'où proviennent les échos reçus à cet instant. On réalise ainsi l'analogue d'une lentille convergente à focale variable (ou l'analogue de la fonction d'accommodation de l'œil). Le système en réception garde ainsi un pouvoir de résolution optimum à chaque profondeur.
Ces techniques de focalisation reposent sur l’hypothèse que la vitesse du son dans le corps est constante et une correction simple des retards géométrique due aux différences de trajets de propagation peut être obtenue en appliquant une loi de retard cylindrique. Cependant, les fluctuations de vitesse du son observées quand on passe d’un tissu à l’autre (graisse : 1450 m/s ; muscle : 1570 m/s) ou à l’intérieur d’un même organe sont responsables de distorsions du faisceau ultrasonore, appelées aberrations de phase et d’amplitude, qui dégradent la qualité de la focalisation. Les images obtenues chez certains patients sont tellement dégradées que leur interprétation est rendue difficile. Une correction peut être apportée à la réception des signaux par simple décalage temporel lorsque les aberrations sont de pures aberrations de phase.



(a)




(b)
Figure 3 : Principe de la focalisation électronique par ligne à retard à l’aide d’une barrette de transducteurs. (a) Focalisation électronique à l’émission : un ensemble de retards (électroniques ou numériques) permet d’émettre une onde focalisée. (b) Focalisation électronique variable en réception : un ensemble de retards permet de remettre en phase tous les signaux issus d’une cible à la profondeur z. La loi de retard est ajustée à chaque instant pour focaliser à la profondeur d'où proviennent les échos reçus à cet instant.
L’inter corrélation des signaux issus de deux éléments voisins de la barrette permet de déterminer le décalage temporel à appliquer pour corriger les aberrations introduites par le milieu et remettre les signaux en phase. Cependant, les aberrations pour des ondes qui se sont propagées dans le corps humain comportent des modifications de la phase et de l’amplitude, car chaque composante spectrale des signaux subit un déphasage qui lui est propre. Les fluctuations d’absorption dans le milieu de propagation contribuent également au phénomène d’aberration d’onde. De simples décalages temporels des signaux sont insuffisants dans le cas le plus général pour corriger totalement les défauts de la focalisation. Ces défauts sont plus importants dans le cas de l’os, milieu fortement réfractant et très absorbant (vitesse des ondes de compression dans l’os cortical: 3500 m/s), et il est impossible d’obtenir une image de bonne qualité du cerveau à travers la boîte crânienne avec les procédés classiques de focalisation. Des techniques d’autofocalisation ont été proposées pour pallier cette difficulté. Le principe de ces nouvelles méthodes de focalisation dans les milieux hétérogènes repose sur l’idée qu’il faut, non pas transformer les signaux au moment de leur réception en les remettant en phase -comme on le fait pour la focalisation traditionnelle-, mais qu’il faut émettre des signaux différents sur chaque élément de l’ouverture. La forme des signaux à émettre dépend de l’hétérogénéité du milieu qu’ils vont traverser. Pour cela, une connaissance a priori sur l’hétérogénéité du milieu est nécessaire. La première des techniques d’autofocalisation proposée par Mathias Fink, le retournement temporel, est basée sur l’invariance de l’équation de propagation par renversement du temps. Cette propriété implique que si le champ de pression p(r,t) est une solution de l’équation de propagation, alors p(r,-t) en est également une solution2. Le processus de focalisation par retournement temporel se fait en deux étapes (figure 4). Une première étape sert de phase d’apprentissage du milieu et permet de déterminer la forme des signaux qu’il faudra émettre pour obtenir une focalisation optimale à travers le milieu hétérogène. Pour cela, on effectue un premier tir ultrasonore à travers le milieu aberrateur. Le champ p(r,t) réfléchi par une cible plongée dans le milieu se propage et se déforme à la traversée du milieu aberrateur. Il est enregistré et numérisé à l’aide d’un réseau de capteurs, puis les signaux retournés dans le temps sont ré-émis en direction de la cible. L’onde ré-émise, p(r, -t), va suivre le chemin inverse en vertu de l’invariance de l’équation de propagation par renversement du temps et re-focalisera alors sur la cible. Le retournement temporel agit comme un filtre spatio-temporel adapté pour la propagation en optimisant l’énergie reçue au point focal. Dans le cas d’un milieu non dissipatif, et seulement dans ce cas, le retournement temporel est équivalent à un filtre spatio-temporel inverse exact de la propagation et permet une focalisation à travers le milieu aberrateur identique à la focalisation que l’on obtiendrait dans un milieu homogène non dissipatif. L’existence de processus dissipatifs dans le milieu brise l’invariance de l’équation de propagation par retournement temporel (l'absorption se traduisant dans l'équation par une dérivée temporelle d'ordre un) et met en




(b)

(a)

(c)



Figure 4 : Principe de la focalisation par retournement temporel. (a) et (b) : phase d’apprentissage du milieu. (c) phase de retournement temporel au cours de laquelle les signaux numérisés lors de la phase d’apprentissage sont ré-émis après retournement temporel. Si S(t) est le signal reçu à la phase (b), le signal ré-émis à la phase (c) est S(T-t).
échec la focalisation par retournement temporel. Une nouvelle technique, le filtre inverse spatio-temporel, permet d’obtenir une focalisation optimale dans tout milieu linéaire, qu’il soit dissipatif ou non. Cette technique repose sur la connaissance complète de l’opérateur de propagation entre la barrette émettrice et un réseau de points de contrôle situés dans le plan focal. Il est alors possible de focaliser sur l’un des points de contrôle tout en minimisant l’énergie reçue sur tous les autres points de contrôle en choisissant les formes d’ondes appropriées à émettre par les éléments de la barrette. Cette phase de focalisation passe par l’inversion de l’opérateur de propagation que l’on a au préalable mesuré au cours de la première phase d’apprentissage du milieu.
Élastographie
L’élastographie ultrasonore est une nouvelle technique permettant de réaliser une imagerie quantitative des paramètres élastiques des tissus. Cette technique consiste à détecter la déformation des tissus lorsqu’ils sont soumis à une contrainte externe ou à des vibrations internes d’origine physiologique comme les contractions cardiaques. Elle vise ainsi à compléter par une mesure quantitative la palpation effectuée par le médecin pour dépister la présence d’un nodule dur. Ce geste médical simple est souvent le premier geste pratiqué dans le dépistage d’un certain nombre de cancers, par exemple les cancers du sein ou de la prostate. En réalité, la palpation est un geste qui permet une évaluation subjective de la rigidité des tissus, c'est-à-dire de leur module d’Young. L’élastographie met en œuvre des techniques d’inter-corrélation entre images échographiques successives pour suivre la déformation des tissus et former une cartographie du module de rigidité (module d’Young) tissulaire.
R
appelons que deux types de déformations élémentaires suffisent à expliquer une déformation générale d’un solide élastique: le changement de forme sans changement de volume (glissement ou cisaillement) et le changement de volume sans changement de forme (compression uniforme). Dans le cas d ’un glissement pur ou d ’une compression uniforme pure d'un solide élastique isotrope, le lien entre la contrainte et la déformation est déterminé respectivement par le module de cisaillement  ou de compression uniforme K (loi de Hooke). Dans les tissus biologiques mous, le module de compression K (de l’ordre du GPa) est beaucoup plus élevé que le module de cisaillement  (103-107 Pa). Par conséquent, le module d’Young qui s’exprime en fonction de K et 

est pour les tissus mous le reflet essentiellement du module de cisaillement. Le module d’Young est le seul qui varie dans des proportions importantes en présence d’un nodule dur. Dans les tissus mous, les ondes de compression qui se propagent aux fréquences ultrasonores avec la célérité




ne portent pas en elles d'information sur le module de cisaillement  et ne permettent donc pas d’accéder à la mesure du module d’Young. Seules les ondes élastiques de cisaillement qui se propagent avec la célérité




peuvent nous renseigner sur la rigidité (le module d’Young) des tissus mous. Or, dans les tissus mous biologiques, aux fréquences ultrasonores, les ondes de cisaillement sont extrêmement rapidement atténuées et notre corps se comporte alors comme un fluide. Les ondes de cisaillement ne se propagent dans les tissus mous qu’aux très basses fréquences. À ces fréquences (typiquement quelques dizaines de Hz), le corps se comporte comme un solide élastique et les deux types d'ondes peuvent se propager. Afin de remplacer la palpation manuelle par une technique de « palpation quantitative », plusieurs techniques ont vu le jour associant une sollicitation mécanique basse fréquence à un système ultrasonore de déplacement des tissus. Nous décrirons ici l’une de ces techniques connues sous le terme d’élastographie impulsionnelle.
L’élastographie impulsionnelle est un procédé d’imagerie utilisant les ondes de cisaillement basses fréquences pour caractériser un milieu viscoélastique diffusant qui contient des particules réfléchissant les ondes ultrasonores de compression. On génère une onde de cisaillement en appliquant au milieu viscoélastique une excitation ayant la forme d’une impulsion basse fréquence (quelques dizaines ou centaines de Hz) et on observe au moyen d’une onde ultrasonore de compression (quelques MHz) le déplacement du milieu viscoélastique sous l’effet de l’onde de cisaillement. Les ondes de cisaillement dans les tissus se propageant à la vitesse de quelques m/s, une cadence de plusieurs milliers d’images par seconde est nécessaire pour suivre l’évolution des déplacements induits par l’onde de cisaillement à l’échelle du mm. On observe la propagation de l’onde de cisaillement simultanément en une multitude de points dans le milieu en émettant une succession de tirs ultrasonores de compression à une cadence élevée (typiquement 5000 tirs par seconde). On détecte en temps réel les échos générés par les particules réfléchissantes du milieu à chaque tir ultrasonore, l’ensemble de ces échos correspondant à des images échographiques instantanées successives du milieu observé (c’est- à-dire à des images successives du milieu au cours de la propagation de l’onde de cisaillement). Comme le milieu est ébranlé au passage de l’onde de cisaillement, les diffuseurs du milieu sont eux-mêmes ébranlés et le temps de vol des échos varie d’une image à l’autre. Le signal échographique ultrasonore est échantillonné à haute fréquence en temps réel puis mémorisé. Il y a ensuite une étape de traitement d’image (ou de signal) en différé au cours de laquelle on traite les images obtenues par inter corrélation entre images successives, pour déterminer en chaque point du milieu (ou du champ d’observation) la variation du temps de vol des échos, reflet du mouvement du milieu (sous l’effet du passage de l’onde de cisaillement). Au cours du processus d’inter-corrélation, le maximum de la fonction d’inter-corrélation est recherché afin de déterminer le déplacement subi par chaque diffuseur donnant lieu à un écho ultrasonore. On obtient à la suite du traitement une succession d’images montrant l’évolution de la déformation du milieu sous l’effet de la propagation de l’onde de cisaillement. On peut visualiser cette succession d’images sous forme d’un film ralenti où la valeur instantanée de la déformation en chaque point du milieu est codée sous forme de niveau de gris, qui peut permettre, dans les applications médicales, de repérer directement des zones cancéreuses dures: la propagation de l'onde de cisaillement s’y déroule en effet très différemment des zones voisines. Les déplacements engendrés dans une zone dure sont en effet beaucoup plus faibles que ceux engendrés dans les tissus sains environnants. De plus, l'onde de cisaillement est fortement diffractée lorsqu'elle atteint une zone dure. Ce repérage s’effectue donc beaucoup plus facilement que par simple observation échographique ultrasonore, puisque la propagation des ondes de cisaillement est fonction du module de cisaillement du milieu, lui-même très variable entre tissus sains et tissu cancéreux : le module de cisaillement varie typiquement dans un rapport de 1 à 30 entre une zone saine et une zone cancéreuse, alors que le module de compression qui régit la propagation des ondes ultrasonores de compression utilisées par l’échographie ultrasonore varie seulement de l’ordre de 5% entre un tissu sain et un tissu cancéreux. À partir de l’évolution de la déformation du milieu au cours du temps dans le champ d’observation, on peut, par un processus classique d’inversion, remonter à la valeur locale de la vitesse de l’onde de cisaillement et donc au module d’Young. L’élastographie pourrait ainsi compléter l’examen échographique classique en améliorant la précision du dépistage ou du diagnostic des tumeurs du sein ou de la prostate (figure 5).
Densitométrie osseuse ultrasonore
L’os réfléchit et absorbe fortement les ultrasons. Pour ces raisons, aucune des méthodes échographiques développées pour les tissus mous n’est adaptée à l’examen du squelette. Pourtant, en adaptant les techniques de mesures, il est possible de mesurer les propriétés acoustiques de l’os, telles que la vitesse et l’atténuation des ultrasons.

Figure 5 : Exemple de prototype de sonde réalisée au LOA, utilisée pour le dépistage du cancer du sein par élastographie. La sonde échographique conventionnelle est montée sur un système vibrant à basse fréquence pour générer une onde de cisaillement dans les tissus. L'imagerie d'élasticité des tissus peut être réalisé en même temps qu'un examen échographique classique.
Ces propriétés peuvent se révéler très intéressantes car elles sont reliées à la densité et à la résistance osseuses. En particulier, les ondes se propagent moins vite, mais elles sont aussi moins atténuées lorsque l’os est peu dense. C’est ce que l’on observe chez des sujets atteints d’ostéoporose, pour lesquels les os sont devenus si poreux qu’ils finissent par se fracturer spontanément. Les paramètres acoustiques tels que l’atténuation ou la vitesse des ultrasons sont utilisés pour la prédiction du risque de fracture. La densitométrie osseuse ultrasonore regroupe l’ensemble des techniques ultrasonores utilisées pour évaluer la résistance du squelette et prédire le risque de fracture.
Le principe de mesure des propriétés acoustiques de l’os repose sur la transmission d'une onde ultrasonore de basse fréquence (de 250 kHz à 1,25 MHz selon la technique et le site de mesure) à travers l'os ou le long de sa surface corticale. Il suffit pour cela de disposer au moins deux capteurs (un émetteur et un récepteur) soit de part et d'autre du site squelettique mesuré (transmission transverse), soit le long de sa surface (transmission axiale). Il s'agit donc d'une mesure en transmission, ce qui différencie la densitométrie ultrasonore osseuse des autres applications diagnostiques ultrasonores qui fonctionnent en réflexion selon le principe de l'échographie.
Résumons le principe de la mesure par transmission transverse. On parle de transmission transverse, car le signal traverse l'os de part en part. Les mesures sont effectuées au niveau de sites squelettiques périphériques facilement accessibles tels que le talon ou les phalanges. L'atténuation en fonction de la fréquence est obtenue par une méthode de substitution qui procède en deux étapes et consiste à comparer le spectre du signal transmis dans l'os au spectre d'un signal de référence acquis à travers un milieu de référence d'atténuation connue. Le milieu de référence est en général de l’eau dont l’atténuation aux fréquences utiles (< 1 MHz) peut être considérée comme nulle. Les signaux sont à large bande et leur spectre est calculé par transformée de Fourier. L'atténuation en fonction de la fréquence s'exprime simplement comme le rapport des spectres d'amplitude. L'atténuation de l'os varie quasi linéairement en fonction de la fréquence. Il suffit donc de mesurer la pente de la droite de régression de l'atténuation en fonction de la fréquence à partir de la droite de régression obtenue par la méthode des moindres carrés. La vitesse de propagation dans l'os s'exprime simplement à partir de la différence des temps de vol entre les signaux de référence et les signaux transmis dans l'os. Une autre approche consiste à estimer la vitesse de phase en fonction de la fréquence à partir de la phase du rapport des spectres et à utiliser la valeur moyenne de la vitesse dans la bande passante utile. Une image des paramètres ultrasonores de la structure examinée est obtenue en mesurant localement les paramètres lors du balayage de la structure par le faisceau ultrasonore (figure 6).
La technique de transmission axiale exploite le phénomène de réfraction à l’angle critique qui se produit lorsqu’une onde incidente passe d’un milieu de vitesse de propagation c1 à un milieu où la vitesse de propagation est c2, avec c2>c1. C’est le cas lorsqu’une onde est transmise dans l’os (c2~4000 m/s) à partir d’un émetteur placé à la surface de la peau


Figure 6 : Illustration de l’imagerie osseuse par transmission transverse. L’image du talon obtenue à partir de la mesure de la pente de la droite d’atténuation en fonction de la fréquence est ici comparée à la radiographie standard à rayons X.
(c1~1500 m/s). Une série de récepteurs est disposée à la surface de la peau et enregistre le passage de l’onde de tête (également appelée onde latérale) qui est rayonnée par l’onde réfractée excitée à l'angle critique longitudinal



se propageant dans l’os le long de la surface de celui-ci à la vitesse c2. La technique repose sur l’estimation de la vitesse de l’onde de tête qui est à l'origine du premier signal détecté au niveau des récepteurs (figure 7). Tant que l’épaisseur de l’os est plus grande que la longueur d’onde des ondes de compression dans l’os, l’onde latérale reste bien le premier signal détecté. Sa vitesse de propagation c2 permet de caractériser l’état osseux, notamment la valeur de la vitesse diminue lorsque la densité de l’os diminue (ou lorsque la porosité de l’os augmente). Dans le cas où l’épaisseur de l’os est voisine de la longueur d’onde, des phénomènes liés à l’existence d’ondes guidées peuvent apparaître, de telles ondes pouvant alors interférer avec l’onde de tête. Dans ce cas, la vitesse du premier signal dépend non seulement de c2 mais aussi de l’épaisseur de l’os. L'atout d'un tel dispositif est de permettre une évaluation multi-sites et en particulier l'examen de sites squelettiques difficile d'accès pour les mesures par transmission transverse.

(a)


Onde de tête

source

récepteurs

os

eau
(b)

Figure 7 : (a) Prototype de sonde pour la mesure de la vitesse de propagation des ultrasons le long de l’os cortical (radius) par transmission axiale. (b) Simulation numérique par différences finies du phénomène de propagation de l’onde de tête dans le cas d’une source ponctuelle émettrice placée dans l’eau au-dessus d’un échantillon d’os cortical.

L’ostéoporose est une maladie diffuse du squelette caractérisée par une masse osseuse basse et des altérations de la micro-architecture du tissu osseux conduisant à une augmentation de la fragilité osseuse et de la susceptibilité aux fractures. Les méthodes de référence reposent sur l’absorption de rayons X par le tissu osseux. D’introduction récente, les méthodes ultrasonores voient leur place au sein de l’arsenal des techniques d’évaluation osseuse croître régulièrement, et ce pour plusieurs raisons : d’une part parce qu’il s’agit d’une technique au coût modéré, sans irradiation et aux résultats cliniques indiscutablement prometteurs, d’autre part parce que les ultrasons, en tant qu'ondes élastiques, ont le potentiel d’apporter une information précieuse sur des facteurs osseux, tels que sa densité, sa micro-architecture ou l’élasticité du tissu, qui déterminent sa résistance. L’examen quantitatif ultrasonore, à l’instar de la densitométrie à rayons X, se prête bien au dépistage à l’échelle d’une population des sujets à risque de fracture comme aux mesures répétées pour le suivi des sujets au cours du temps.

Conclusion



Le domaine des applications biomédicales des ultrasons est bien établi. La technique est largement utilisée dans de nombreuses spécialités et ne cessent de s’enrichir grâce aux progrès technologiques rapides, en particulier du côté des réseaux de capteurs multi-éléments complètement programmables. Les nouvelles méthodes de focalisation à travers les milieux hétérogènes ouvrent des perspectives pour l’imagerie et la thérapie du cerveau à travers la paroi crânienne. Les nouvelles techniques diagnostiques d’élastographie et de densitométrie ultrasonore en sont encore à leurs balbutiements. Des expériences récentes ont démontré la possibilité de générer des ondes de cisaillement en profondeur à partir de la pression de radiation. L’élucidation des mécanismes d’interaction des ondes ultrasonores avec la structure osseuse devrait permettre une évaluation plus complète de la microarchitecture osseuse et une meilleure évaluation du risque fracturaire.

Bibliographie





  1. F.S.Foster, C.J. Pavlin, K.A. Harasiewicz D.A. Christopher and D.H. Turnbull," Advances in ultrasound biomicroscopy," Ultrasound Med Biol, vol. 26, pp. 1-27, 2000.

  2. M. Berson, J. M. Grégoire, F. Gens, J. Rateau, F. Jamet, L. Vaillant, F. Tranquart and L. Pourcelot, “High frequency (20 MHz) ultrasonic devices: advantages and applications,” European Journal of Ultrasound, vol. 10, pp. 53-63, 1999.

  3. C. J. Pavlin and F. S. Foster, Ultrasound biomicroscopy of the eye. New York: Springer-Verlag, 1995.

  4. M. Fink," Time reversal of utrasonics fields-Part I : basic principles," IEEE Ultrason Ferroelec Freq Contr, vol. 39, pp. 555-566, 1992.

  5. F. Wu, J.-L. Thomas, M. Fink," Time reversal of utrasonics fields-Part II : experimental results," IEEE Ultrason Ferroelec Freq Contr, vol. 39, pp. 566-578, 1992.

  6. D. Cassereau, M. Fink," Time reversal of utrasonics fields-Part III : theory of the closed time-reversal cavity," IEEE Ultrason Ferroelec Freq Contr, vol. 39, pp. 555-566, 1992.

  7. M. Fink « Time-reversed acoustics » Scientific American, p.67-73 Novembre 1999.

  8. M. Tanter, J.-L. Thomas, M. Fink," Time reversal and the inverse filter, " J Acoust Soc Am, vol. 108, pp. 223-234, 2000.

  9. J.-F. Aubry, M. Tanter, J. Gerber, J.-L. Thomas, M. Fink," Optimal focusing by spatio-temporal inverse filter. I, " J Acoust Soc Am, vol. 110, pp. 37-47, 2001.

  10. J.-F. Aubry, M. Tanter, J. Gerber, J.-L. Thomas, M. Fink," Optimal focusing by spatio-temporal inverse filter. II, " J Acoust Soc Am, vol. 110, pp. 48-58, 2001.

  11. A.P. Sarvazyan, A.R. Skovoroda, S.Y. Emelianov, J.B. Fowlkes, J.G. Pipe, R.S. Adler, R.B. Buxton, P.L. Carson, " Biophysical bases of elasticity imaging, " in Acoustical Imaging, vol 21, Edited by J.P. Jones, Plenum Press, New York, pp. 223-240, 1995.

  12. L. Sandrin, S. Cathelin, M. Tanter, X. Hennequin, M. Fink, " Time-resolved pulsed elastography with ultrasfast ultrasonic imaging, " Ultrasonic Imaging, vol. 21, pp. 259-272, 1999.

  13. L. Sandrin, M. Tanter, S. Catheline, M. Fink, " Shear modulus imaging with 2D transient elastography, " IEEE Ultrason Ferroelec Freq Contr, vol. 49, pp. 426-435, 2002.

  14. L. Sandrin, M. Tanter, J.-L. Gennisson, S. Catheline, M. Fink, " Shear elasticity probe for soft tissues with 1-D transient elastography, " IEEE Ultrason Ferroelec Freq Contr, vol. 49, pp. 436-446, 2002.

  15. Quantitative ultrasound : assessment of osteoporosis and bone status. Edited by C.F. Njeh, D. Hans, T. Fuerst, C.C. Glüer, H.K. Genant, Martin Dunitz, London, 1999.

  16. C. Roux, B. Fournier, P. Laugier, C. Chappard, S. Kolta, M. Dougados, G. Berger, "Broadband ultrasonic attenuation imaging: a new imaging method in osteoporosis, " J Bone Miner Res, vol. 11, pp. 1112-1118, 1996.

  17. S. Chaffaî, F. Peyrin, S. Nuzzo, R. Porcher, G. Berger, P. Laugier, "Ultrasonic Characterization of human cancellous bone using transmission and backscatter measurements : relationships to density and micro-structure, " Bone, vol. 30, pp.229-237, 2002.

  18. E. Camus, M. Talmant, G. Berger and P. Laugier, ”Analysis of the axial transmission technique for the assessment of skeletal status,” J Acoust Soc Am, vol. 108, pp. 3058-3065, 2000.

  19. E. Bossy, M. Talmant and P. Laugier, ”2D simulation of the axial transmission technique on a cortical bone plate,” J Acoust Soc Am, vol. 112, pp. 297-307, 2002.




1 L’échostructure ou signal diffusé par les tissus biologiques porte également le nom de speckle ultrasonore, par analogie avec le phénomène de speckle laser, car c’est le résultat de l’interférence d’un grand nombre d’ondes diffusées par les diffuseurs microscopiques des tissus.

2 L’équation de propagation reliant p et t est invariante par renversement du temps.



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