Aspects techniques de l’image échographique

Génération de l’image échographique

Le principe fondamental de l’échocardiographie repose sur l’effet piézoélectrique inverse. Le transducteur d’ultrasons (la sonde) contient des cristaux de céramique qui se déforment sous l’effet d’un courant électrique, générant ainsi de brèves impulsions d’ondes ultrasonores. Les ondes ultrasonores réfléchies par les tissus (les échos) reviennent vers la sonde, déforment mécaniquement les cristaux, ce qui génère un courant électrique analysé par l’appareil. Ce cycle se produit pendant les brèves pauses entre les impulsions d’émission. Ainsi, l’appareil analyse (“écoute”) les ondes sonores réfléchies immédiatement après avoir émis des ondes sonores (figure 1). Typiquement, le temps d’émission est très court (< 1 %) par rapport au temps de réception (> 99 %).

Pour créer une image fiable du tissu en temps réel (Mode B ou Brillance), l’échographe doit surmonter les obstacles techniques suivants et effectuer des calculs complexes :

1. L’appareil à ultrasons doit savoir quelles ondes sonores sont réfléchies et d’où elles sont réfléchies (Notion de distance). Étant donné que les ondes sonores sont émises sous forme d’impulsions et que la vitesse de propagation dans le tissu mou est considérée comme constante (1540 m/s), l’appareil peut calculer l’endroit où les ondes sonores ont été réfléchies (c’est-à-dire qu’il peut calculer le point de réflexion). Pour ce faire, il utilise la formule : Distance = (Vitesse × Temps) / 2. Il analyse le temps que met le son à revenir au transducteur et calcule ainsi la distance jusqu’à la structure qui a réfléchi l’onde. Les structures situées à proximité du transducteur réfléchiront les ondes sonores tôt et l’intervalle de temps sera donc court. Les structures situées loin du transducteur reflèteront les ondes sonores plus tard.
2. Les ondes ultrasonores réfléchies par la même structure peuvent atteindre les différents cristaux à des moments différents. Pour résoudre ce problème, il existe une fonction intégrée, appelée focalisation dynamique et formation de faisceau (beamforming). L’appareil retarde électroniquement les signaux provenant de certains cristaux pour les aligner temporellement, permettant de « reconstruire » l’écho provenant d’un point focal précis.
3. Les ondes ultrasonores réfléchies ont des propriétés modifiées (par exemple, une amplitude modifiée). Cette propriété est exploitée pour donner aux ondes sonores réfléchies, en fonction de leur amplitude (intensité), différentes nuances sur l’image échographique. Les tissus de l’image échographique sont dessinés avec différentes nuances d’une couleur (généralement une échelle de gris comprenant 256 nuances). Cela est possible parce que les vibrations des cristaux piézoélectriques, et donc le courant électrique qu’ils renvoient à l’appareil, varient en fonction de l’amplitude du son réfléchi (compression logarithmique). Plus les réflexions sont fortes, plus l’amplitude est élevée et plus la couleur du tissu sur l’image échographique est blanche (hyperéchogène). Les fluides, qui réfléchissent peu, apparaissent noirs (anéchoïques).
4. Les structures en mouvement (myocarde, flux sanguin) modifient les caractéristiques des ondes ultrasonores (par exemple la fréquence). Ce phénomène, connu sous le nom d’effet Doppler, est exploité pour calculer la direction et la vitesse des mouvements des tissus et des fluides (Doppler couleur, pulsé, continu et tissulaire).

Toutes les structures d’un milieu peuvent réfléchir les ondes ultrasonores. Toutefois, les réflexions les plus importantes se produisent aux interfaces entre deux milieux ayant des impédances acoustiques différentes. L’impédance acoustique ($Z$) est le produit de la densité du tissu et de la vitesse du son dans ce tissu. Ainsi, lors du passage du sang au myocarde, de nombreuses ondes sonores seront réfléchies, ce qui se traduira par une zone frontière clairement représentée entre le sang et le myocarde sur l’échocardiogramme. Les ondes ultrasonores sont également réfléchies lorsqu’elles traversent le myocarde (diffusion ou scattering), mais dans une moindre mesure, et le myocarde n’apparaît donc pas aussi clairement sur l’image échographique (figure 2).

Les ondes ultrasonores sont principalement réfléchies à l’interface entre des milieux (tissus, fluides, etc.) de densité différente. Plus la différence d’impédance acoustique est importante, plus les ondes ultrasonores sont réfléchies. Cela explique pourquoi les limites des tissus apparaissent comme des structures plus claires (hyperéchogènes) sur l’image échographique.

Orientation et focalisation des ondes ultrasonores (Phased Array)

En cardiologie, les sondes utilisées sont de type « Phased Array » (barrette à balayage électronique de phase). La direction et la focalisation des ondes ultrasonores peuvent être ajustées électroniquement en variant la séquence d’activation des cristaux piézoélectriques (figure 3). C’est ce qui permet d’obtenir une image sectorielle (en éventail) à partir d’une sonde de petite empreinte, capable de passer entre les côtes.

En activant tous les cristaux simultanément, l’onde sonore résultante se propage en ligne droite (figure 3A). Si l’activation commence d’un côté, par exemple de droite à gauche avec un délai infinitésimal entre chaque cristal, le front d’onde sera dirigé vers la gauche (figure 3B) par interférence constructive. Si l’activation commence aux extrémités et se dirige vers le centre, le faisceau ultrasonore sera focalisé à une profondeur donnée, comme illustré à la figure 3C. Cette focalisation améliore la résolution latérale à la profondeur choisie.

Les appareils à ultrasons modernes comprennent un logiciel avancé qui gère l’activation de milliers de cristaux piézoélectriques. En utilisant des logiciels et du matériel sophistiqués, il est possible d’obtenir des échocardiogrammes bidimensionnels (2D) par balayage rapide du faisceau, et tridimensionnels (3D) de haute résolution grâce aux sondes matricielles.

Interaction avec les tissus : Réflexion, Réfraction et Atténuation

Comme indiqué précédemment, les ondes ultrasonores sont principalement réfléchies à l’interface entre des milieux (tissus, fluides, etc.) de densité différente. Plus la différence de densité est importante, plus les ondes ultrasonores sont réfléchies (réflexion spéculaire).

• Os et Air : Par exemple, la différence de densité entre la peau et l’os est très importante, ce qui explique que la plupart des ondes ultrasonores sont réfléchies lorsqu’elles touchent l’os, créant un « cône d’ombre acoustique ». Les structures situées derrière l’os ne peuvent donc pas être visualisées. De même, la différence de densité entre les poumons remplis d’air et le péricarde explique pourquoi une grande partie des ultrasons est réfléchie sur la surface du péricarde (qui brille donc fortement sur l’échocardiogramme) et empêche la vision au travers du poumon.
• Liquides et tissus mous : Lorsque les ondes ultrasonores traversent des tissus mous et des espaces remplis de liquide (par exemple, la cavité ventriculaire, les oreillettes, les gros vaisseaux), une proportion relativement faible des ondes sonores est réfléchie. Cela est dû à la faible différence de densité (impédance) dans le tissu ou le liquide.

Plus la proportion d’ondes sonores réfléchies est importante, moins il reste d’ondes sonores pour étudier le reste du tissu (structures plus profondes). Les espaces remplis d’air (par exemple les poumons) et les surfaces dures (par exemple les os) posent un problème particulier appelé « mauvaise fenêtre acoustique ». Il est donc important de placer le transducteur et de diriger les ondes sonores de manière à minimiser la collision avec les os (côtes, sternum) et le passage à travers le tissu pulmonaire.

Réflexion spéculaire vs Diffusion

Pour qu’une onde ultrasonore soit réfléchie à un angle inchangé (par rapport à l’angle d’incidence), l’objet qui réfléchit l’onde ultrasonore (c’est-à-dire le réflecteur) doit avoir une surface lisse et large par rapport à la longueur d’onde, et être perpendiculaire à la direction des ondes sonores (ex: péricarde, valves). Ce type de réflexion est appelé réflexion miroir ou spéculaire. C’est elle qui donne les contours les plus brillants.

Les tissus humains, comme le myocarde, sont constitués de structures plus petites et irrégulières. Les réflexions à l’intérieur des tissus sont donc dispersées dans toutes les directions. Ce phénomène est appelé diffusion (scattering). Bien que l’intensité du signal de retour soit plus faible qu’avec la réflexion spéculaire, c’est la diffusion qui permet de visualiser la texture interne du myocarde (« tachetures » ou speckles). Les érythrocytes sont également des diffuseurs (diffusion de Rayleigh), mais leur signal est très faible, nécessitant une amplification importante pour être visible sans contraste.

Réfraction et Atténuation

Les ondes ultrasonores qui ne sont pas réfléchies à l’interface entre deux milieux continueront à traverser le second milieu mais avec un angle légèrement modifié si les vitesses de propagation diffèrent entre les deux tissus. Ce phénomène est appelé réfraction et peut causer des artefacts de positionnement (dédoublement d’image).

Enfin, les ondes ultrasonores sont atténuées (affaiblies) lorsqu’elles traversent le corps en profondeur. L’atténuation est due à la réflexion, la diffusion, et surtout à l’absorption (transformation de l’énergie mécanique en chaleur). L’atténuation augmente avec la fréquence : les hautes fréquences sont plus vite absorbées.

Compensation de l’atténuation (TGC) : Pour compenser cette perte d’énergie en profondeur, l’échographe amplifie davantage les signaux revenant des zones profondes que ceux des zones superficielles. Ce réglage est souvent ajustable par l’utilisateur via les commandes de TGC (Time Gain Compensation).

Résolution et pénétration des ondes ultrasonores

L’obtention d’images échographiques à haute résolution est essentielle pour la précision du diagnostic. La résolution de l’image peut être définie comme la possibilité de distinguer deux objets adjacents comme étant distincts. L’étude de petites structures (végétations, cordages), en particulier de structures en mouvement, nécessite des images à haute résolution spatiale et temporelle.

La résolution de l’image dépend principalement de la longueur d’onde des ondes ultrasonores. Comme nous l’avons vu précédemment (Physique des ultrasons), la longueur d’onde est inversement proportionnelle à la fréquence de l’onde selon la formule suivante :

λ = c / f

Cela signifie que les ondes à haute fréquence ont des longueurs d’onde courtes et vice versa. Plus la longueur d’onde est courte, plus les structures de petite taille pourront réfléchir l’onde sonore et donc devenir visibles sur l’image échographique. Ainsi, plus la fréquence est élevée, plus la résolution spatiale est importante. Il peut donc sembler raisonnable d’augmenter la fréquence jusqu’à la limite de l’appareil à ultrasons. Cependant, l’atténuation des ondes ultrasonores augmente proportionnellement avec la fréquence. Les ondes à haute fréquence pénètrent moins bien. La visualisation d’objets plus profonds (apex chez un patient obèse, par exemple) nécessite donc des ondes de fréquence plus basse.

C’est le compromis fondamental de l’échographie : Résolution vs Pénétration. Les ondes à basse fréquence (ex: 1,5 – 2 MHz) offrent une meilleure pénétration mais une image plus granuleuse. Les ondes à haute fréquence (ex: 5 – 7 MHz) offrent une image fine mais limitée aux structures superficielles.

Résolution spatiale : Axiale, Latérale et en Élévation

La résolution spatiale se décompose en trois dimensions géométriques par rapport au faisceau ultrasonore :

1. Résolution Axiale : C’est la capacité à distinguer deux objets situés l’un derrière l’autre, parallèlement à l’axe du faisceau ultrasonore. Elle dépend de la longueur d’impulsion spatiale (SPL). Plus l’impulsion est courte (fréquence élevée, amortissement efficace), meilleure est la résolution axiale. C’est généralement la meilleure résolution de l’image (environ 0,5 à 1 mm). Elle reste constante quelle que soit la profondeur.
2. Résolution Latérale : C’est la capacité à distinguer deux objets situés côte à côte, perpendiculairement au faisceau. Elle dépend de la largeur du faisceau. Plus le faisceau est étroit, meilleure est la résolution latérale. Elle est optimale au niveau de la zone focale (là où le faisceau est le plus fin) et se dégrade dans le champ lointain où le faisceau diverge.
3. Résolution en Élévation (épaisseur de coupe) : Souvent oubliée, elle correspond à l’épaisseur du faisceau (perpendiculaire au plan de l’image 2D). Si le faisceau est épais, des structures situées en avant ou en arrière du plan de coupe peuvent apparaître dans l’image (effet de volume partiel), créant des artefacts (ex: faux débris dans une cavité).

Résolution temporelle et cadence d’images (Frame Rate)

La résolution temporelle est la capacité du système à représenter avec précision le mouvement des structures instantanées. Elle est déterminée par la cadence d’images (Frame Rate), exprimée en Hz ou images par seconde (fps). Une résolution temporelle élevée est cruciale en échocardiographie pour évaluer des mouvements rapides (ex: vibrations valvulaires, contraction systolique à haute fréquence cardiaque).

La création d’une seule image 2D nécessite l’envoi de multiples lignes de balayage (scan lines). Le temps nécessaire pour créer une image dépend de la profondeur (le son doit faire l’aller-retour) et du nombre de lignes. Il existe donc un compromis inévitable :

Frame Rate ≈ PRF / Densité de lignes

Pour augmenter la résolution temporelle (augmenter le Frame Rate), l’opérateur peut :

• Réduire la profondeur (Depth) : Le temps d’aller-retour du son diminue.
• Réduire la largeur du secteur (Sector Width) : Moins de lignes sont nécessaires pour balayer l’image. C’est la méthode la plus efficace pour se concentrer sur une valve ou une paroi spécifique (« Zoom »).
• Réduire la densité de lignes : Cela augmente la cadence mais dégrade la résolution latérale.

Imagerie fondamentale et harmonique

Le transducteur d’ultrasons génère des ondes sonores d’une fréquence spécifique, appelée fréquence fondamentale (par exemple 2,5 MHz). Historiquement, les échographes n’écoutaient que cette même fréquence (Imagerie fondamentale). Cependant, lorsque les ondes sonores traversent les tissus à haute pression, elles subissent une propagation non-linéaire qui les déforme.

Lorsque la partie haute pression de l’onde sonore (crête) rencontre un tissu, la densité augmente et la vitesse de propagation s’accélère légèrement. Inversement, dans la partie basse pression (creux), la vitesse diminue. Cette distorsion progressive de l’onde au fur et à mesure qu’elle pénètre génère de nouvelles fréquences qui sont des multiples entiers de la fondamentale : ce sont les harmoniques (ex: 5 MHz pour une fondamentale de 2,5 MHz).

L’image échographique moderne est créée en émettant à la fréquence fondamentale mais en « écoutant » et analysant sélectivement la deuxième harmonique. Cette méthode est appelée imagerie harmonique tissulaire (Second Harmonic Imaging).

Les avantages de l’imagerie harmonique sont majeurs et en font le standard actuel :

• Réduction des artefacts : Les harmoniques se forment principalement au centre du faisceau principal et peu dans les lobes latéraux (side lobes), réduisant le bruit et les échos parasites.
• Meilleure résolution latérale : Le faisceau harmonique est plus étroit que le faisceau fondamental.
• Préservation de la pénétration : On émet à basse fréquence (bonne pénétration) tout en recevant à haute fréquence (bonne résolution).
• Réduction des réverbérations : Les artefacts de réverbération par la paroi thoracique sont atténués car ils contiennent peu d’énergie harmonique.

Le seul inconvénient mineur est que les valves cardiaques peuvent paraître légèrement plus épaisses qu’elles ne le sont en réalité, et les ombres acoustiques peuvent être accentuées. Cependant, le gain en qualité d’image (rapport signal/bruit) est tel que l’imagerie harmonique est activée par défaut sur tous les échographes cardiaques modernes.