Cours 4 : Imagerie par ultrasons - Weebly...Cela génère une vibration mécanique avec l’émission d’un train d’onde bref. Réception : des échos ultrasonores sous forme de

1 sur 16 Ronéo 4 – UE2 Cours n°4

UE 2 Biophysique

Pr François ROUZET

10 octobre 2019 – cours de 13h30 à 15h00

Ronéotypeur: Clémence FAYOLLE

Ronéoficheur: Marion VERCOUTERE

Cours 4 : Imagerie par ultrasons

Le professeur a accepté de relire la ronéo.


SOMMAIRE

I. Introduction

II. Principes de physique acoustique

a. Propagation des ondes sonores

b. Interaction des ondes sonores avec la matière

III. Génération des ultrasons

a. L'effet piézo-électrique

b. Le champ ultrasonore

IV. Échographie

a. Les modes échographiques

b. L'imagerie d'harmonique

c. Les produits de contraste

V. La vélocimétrie Doppler

a. L'effet Doppler

b. Méthodes d'acquisition du signal Doppler : continu/pulsé

c. Représentation du signal Doppler


a = a0.sin(ωt - kx)

I. Introduction

Chaque technique d'imagerie repose sur des bases physiques différentes et permet d’obtenir des

informations de nature différente. Les produits de contraste utilisés en imagerie différent selon la

technique.

Il existe 3 grands types de processus permettant de former des images :

- La réflexion: réflexion d'ultrasons sur les interfaces, c'est le principe utilisé en échographie.

- L'émission : émission d'un rayonnement par le patient (médecine nucléaire) - La transmission : transmission d'un rayonnement à travers la matière (scanner – rayons qui

traversent la matière et sont enregistrés en sortie, revient à une mesure de densité)

L'échographie est une modalité d’imagerie très utilisée car elle présente les avantages suivants :

- Absence d'effets indésirables (énergies très faibles donc pas d’effets biologiques) - Faible encombrement : utilisable au lit du patient

- Coût faible

Néanmoins c’est une technique opérateur dépendante. L’image obtenue dépend du positionnement de

la sonde.

II. Principe de physique acoustique

a. Propagation des ondes sonores

Une onde progressive correspond à la propagation dans un milieu d’une perturbation d’une ou de plusieurs

caractéristiques physiques de ce milieu.

Les ondes acoustiques sont des vibrations mécaniques ordonnées correspondant à des variations de

pression des milieux traversés. Elles correspondent à des variations de pression qui se transmettent de

proche en proche. Elles ont besoin de matière pour se déplacer (dans le vide : pas de déplacement).

Un phénomène périodique peut être caractérisé par 2 grandeurs: sa longueur d'onde (notée λ) et son

amplitude d'oscillation maximale (notée a0).

Caractéristiques des ondes acoustiques

Elle se déplace de proche en proche grâce aux forces de liaisons intermoléculaires. Il s’agit de transport

d’énergie sans transport de matière. Le déplacement des molécules s’effectue dans la direction

longitudinale (pour les tissus mous) autour d’une position d’équilibre.

Le déplacement d'une particule du milieu en fonction du temps (t) et de sa position de départ (x) est donné

par la relation :

ω (pulsation en rad/s) = 2π/T (où T est la période)

a0 = déplacement maximal de la particule


Paramètres caractérisant l'onde acoustique

• La célérité (c) en m/s: vitesse de propagation de l'onde dans le milieu. Elle dépend

uniquement des propriétés physiques du milieu. Par conséquence, la vitesse des ultrasons

dans un milieu donné sera toujours la même.

• Z : impédance ρ : masse volumique

E : module d'élasticité

• La longueur d'onde (λ) en m: distance séparant 2 points identiques de l'onde acoustique.

• La période (T) en s: délai séparant 2 points identiques de l'onde acoustique.

• La fréquence (F) en Hz: Inverse de la période. Nombre de variations de pression par seconde.

• La pression acoustique (p) en Pa

• Intensité acoustique ou Puissance surfacique (I) en mW/cm² : énergie moyenne traversant

perpendiculairement l'unité de surface par unité de temps. Ce paramètre reflète la quantité

d’énergie qui se dépose dans le tissu. Il se calcule par la relation suivante:

p : pression

Z : impédance

ρ : masse volumique

c : célérité

Pour l'imagerie, les intensités acoustiques utilisées sont de l'ordre de 10 à 100 mW/cm². Les effets

biologiques peuvent apparaître au-dessus de 1W/cm². Il n’y a donc pas d’effets biologiques en

échographie.

Paramètres caractérisant le milieu

• La masse volumique (ρ) en kg/m3: masse par unité de volume. Très peu utilisée pour les

ultrasons.

• L'élasticité ou Module de Young (E) en kg.m-1.s-2: constante reliant la déformation du milieu

à la contrainte exercée (loi de Hooke). Paramètre d'autant plus grand que le milieu est moins

compressible. Il caractérise le milieu de transmission.

• L’impédance acoustique (Z) en kg.m-2.s-1: Paramètre très utilisé pour les ultrasons. Il se

calcule par la relation suivante :

Quelques illustrations, l’air a une impédance très faible. La vitesse de déplacement des ultrasons dans l’air

est de 331 m/s. Dans l’eau, la graisse, le sang et les muscles, les ultrasons se propagent à des vitesses

proches, autour de 1500 m/s. Plus l’impédance du milieu est faible, plus la vitesse de propagation de l’onde

le sera également.

Z = 𝜌.c = √𝐸𝜌

I = 𝑝²

2.ρ.𝑐 =

𝑝²

2.𝑍

c = 𝑍

ρ = √

𝐸

ρ

F = 1

𝑇 λ = c.T = 𝑐

𝐹

ω = 2π

𝑇 = 2πF


Les ultrasons

Les fréquences utilisées en imagerie médicale : de 1 MHz à 10MHz.

Pour la borne inférieure, de 1 MHz et une célérité donnée de 1540 m/s (valeur moyenne pour les tissus

mous) : la longueur d'onde est :

λ = 𝑐

𝐹 =

1540

106

= 1,5 mm

Pour la borne supérieure, de 10 MHz, la longueur d'onde est λ = 0,15 mm. L’intérêt est que la longueur

d’onde détermine la résolution spatiale, en particulier axiale.

➔Pour avoir une résolution spatiale élevée, il faut utiliser des fréquences élevées.

b. Interaction des ondes sonores avec la matière

Propagation des ondes acoustiques

L’interface est fondamentale car elle permet de renvoyer les ultrasons. Elle est à l’origine de la création

d’une image en échographie. L’interface est une frontière virtuelle entre deux milieux d'impédances

différentes. Pour chaque interface, une partie du faisceau incident sera réfléchie et une autre transmise.

La réflexion dépend de la différence d'impédance entre les deux milieux.

Les ondes sonores obéissent aux lois de l'optique :

• sin (angle de réflexion θr) = sin (angle d’incidence θi)

• c2. sin (angle d’incidence θi) = c1. sin (angle de réfraction θt)


• Coefficient de réflexion (R) : fraction d'énergie réfléchie par l'interface. Il

est proportionnel à la différence d'impédance entre les 2 milieux. C'est la fraction réfléchie

captée qui est à l'origine de la formation de l'image.

I : Intensité du faisceau réfléchi

I0 : Intensité du faisceau incident

Z1 : Impédance du milieu 1

Z2 : Impédance du milieu 2

(Pour un angle d’incidence proche de 90°). Plus la différence d’impédance est élevée et plus R est grand.

Si on passe de l’air à l’os, la différence d’impédance est trop importante pour obtenir une image. C’est

pour cela qu’on utilise un gel.

Exemples des coefficients de réflexion R

Application à l'échographie

Lorsque 2 tissus juxtaposés ont des impédances très différentes (tissus calcifié ou air / tissus mou), le

faisceau est réfléchi en grande partie, à l'origine du phénomène de l'ombre acoustique (voir image ci-

dessus).

L'utilisation d'un gel dont l'impédance acoustique est voisine de celle de la peau améliore la pénétration

des ultrasons dans l’organisme.

Atténuation du faisceau ultrasonore

Trois mécanismes sont à l'origine de l'atténuation d'un faisceau ultrasonore : l'absorption, la réflexion et la diffusion.

• Absorption : énergie déposée dans le milieu par le faisceau ultrasonore (transformation de

l'énergie mécanique en chaleur, viscosité...). Dans un milieu homogène (Z constant), l'intensité

du faisceau décroît par absorption selon la relation :

Exprimée en dB/cm

Plus la fréquence (F) est élevée, plus la résolution spatiale est importante et plus l’absorption est

importante. L'atténuation augmente donc avec la fréquence du faisceau et l’épaisseur du milieu traversé.

Les fréquences élevées sont donc réservées à l'exploration des structures superficielles.

R = I

Io =

(𝑍1−𝑍2)²

(𝑍1+𝑍2)²

Ix : intensité du faisceau à la

distance x de la source

I0 : intensité du faisceau à la source

α : coefficient d'absorption proportionnel

au carré de la fréquence (F)

Ix = I0.𝑒−𝛼𝑥


• Réflexion : se produit lorsque le faisceau rencontre une interface dont les dimensions sont

supérieures à celles de la longueur d'onde du faisceau. En échographie, la détection de la

fraction réfléchie (écho) est à l’origine de la formation de l’image.

• Diffusion : se produit à l'inverse lorsque le faisceau d’ultrasons rencontre une interface dont les

dimensions sont très petites par rapport à la longueur d'onde du faisceau (sphère élastique). La

sphère se comporte comme une source secondaire et une fraction minime de l’énergie est

réémise dans toutes les directions (à la même fréquence que l'onde incidente). Il s'agit de

l'interaction principale avec les éléments figurés du sang (dont hématies).

/!\ Le professeur a bien insisté sur le fait que le principe de réflexion était utilisé en échographie et que

celui de la diffusion permettait de mesurer la vélocimétrie sanguine (Doppler). Cette question est déjà

tombée en partiel.

III. Génération des ultrasons

a L'effet Piézo-électrique

L'effet piézo-électrique est la transformation d'une déformation mécanique en signal électrique et

inversement.

C'est un effet propre à certains cristaux (Quartz) ou céramiques anisotropes (ferroélectriques), lié à

l’asymétrie de répartition des charges consécutive à une déformation.

Lorsqu’on soumet ce matériau à une différence de potentiels, il se déforme (et inversement). Ces

propriétés permettent au même élément (appelé transducteur) d'être à la fois émetteur et récepteur, et

d’alterner entre émission et réception.

Transducteurs ultrasonores :

Emission : un courant de haute fréquence est appliqué pendant une fraction de seconde au cristal piézo-

électrique (onde impulsionnelle). Cela génère une vibration mécanique avec l’émission d’un train d’onde

bref.

Réception : des échos ultrasonores sous forme de vibrations mécaniques sont reçus puis transformés en

signal électrique aux bornes du cristal. Le signal électrique est directement dépendant des interfaces

rencontrées par le faisceau d’ultrasons.

On mesure un temps t2 qui correspond à l’aller-retour de l’onde lorsqu’elle rencontre une interface. C’est

comme cela, qu’on calcule la profondeur des interfaces.

Le signal électrique est dépendant des caractéristiques des interfaces rencontrées par le signal ultrasonore,

notamment leurs distances et leurs différences d'impédance. L’atténuation est liée à la fréquence et à la

distance.


On peut calculer la distance (d – en mètre) séparant l'interface du transducteur par la relation suivante :

(Avec c = 1540 m/s dans les tissus mous)

L'amplitude du signal électrique correspond à l'énergie du faisceau réfléchi, donc à la différence

d'impédance entre les deux milieux constituant l'interface.

Chacune des interfaces situées dans l'axe du faisceau sera caractérisée par :

- sa distance par rapport au transducteur

- son coefficient de réflexion (après correction de l'atténuation)

b Champ ultrasonore

Géométrie du faisceau

Le faisceau est constitué de 2 zones successives :

• La zone de Fresnel: correspond à un cylindre dont le diamètre est celui de la source (en cas de

source circulaire). Le front d'onde est plan et la résolution spatiale maximale. Zone de

focalisation du signal.

• La zone de Fraunhofer: correspond à un cône. Le front d'onde est convexe et l'intensité du

faisceau diminue avec l'augmentation de sa surface (diminution de la résolution spatiale).

Lorsque la fréquence et le diamètre de la source augmentent, la zone de Fresnel augmente et l'angle de

divergence de la zone de Fraunhofer diminue.

Résolution axiale (en profondeur)

La résolution axiale est la plus petite distance séparant 2 points situés dans l'axe du faisceau et donnant

des échos distincts. C’est le pouvoir discriminant.

Elle dépend de la fréquence d'émission/réception (et donc de la longueur d'onde dans le milieu considéré

λ = 𝑐

𝐹 ) ainsi que des caractéristiques du transducteur (facteur de qualité - durée du train d'onde).

Cependant, l'atténuation du faisceau augmente aussi avec sa fréquence. Il faut donc trouver un

compromis entre la résolution (qui augmente avec la fréquence) et la profondeur d'exploration (qui

diminue avec la fréquence). Dans le cas de l’échographie transoesophagienne, on cherche à appliquer

la sonde au plus près du cœur du patient.

d = c.t1 = 𝑐.𝐭𝟐

2


Résolution latérale

La résolution latérale est la plus petite distance séparant 2 points situés dans un plan perpendiculaire à

l'axe du faisceau et donnant des échos distincts.

Elle dépend de la largeur du faisceau qui peut être réduite par focalisation :

- géométrique =fixe

- électronique = dynamique (variable en profondeur, focalisation à l'émission et à la réception)

- Barrette d'éléments piézo-électriques activés avec un retard de phase (« phased-array ») →

convergence du faisceau.

Aujourd’hui, on utilise des transducteurs électriques, qu’on va pouvoir régler pour avoir les meilleures

performances.

IV. Échographie

a. Les différents modes d'échographie

Il existe plusieurs modes échographiques qui correspondent à la représentation du signal ultrasonore :

Mode A (temps –amplitude)

C'est le premier mode à avoir été utilisé. Il ne lui reste aujourd'hui que quelques indications en

ophtalmologie. Il explore les interfaces rencontrées dans l'axe du faisceau par l’amplitude du signal

recueilli (intensité) en fonction du temps (distance).

Exemple d'échographie en mode A pour l’œil (pas expliqué à l’oral cette année)

1:interface humeur aqueuse / cristallin

2:interface cristallin / corps vitré

3:interface corps vitré /rétine

NB : Les différences d'intensité sont dues aux différences d'impédance entre les structures et non à leur

densité.

1 2 3


Mode TM : temps –mouvement

Par rapport à l'échographie A, ce mode introduit une information

supplémentaire. L’'intensité d’un écho n'est plus représentée par une

amplitude mais par une intensité (brillance) dans une échelle de gris, en

fonction du temps.Ce mode permet une analyse fine de la cinétique des

structures mobiles (exemple du cœur avec alternance de

diastoles/systoles) avec une bonne résolution axiale.

Echographie TM du cœur.

Mode B: bidimensionnel

Par rapport à l'échographie TM, le balayage

d’un secteur par le faisceau permet d’obtenir une coupe (échotomographie-

représentation de l’organe en 2D) en temps réel. Cependant la résolution

spatiale est inférieure.

Il est possible d'avoir des informations sur la cinétique réelle d'un organe si l'on

a un balayage assez rapide de la zone.

Echographie bidimensionnelle du cœur.

Mode3D/4D

Ce mode permet d'obtenir une image en volume (3D) ou indexée sur le

temps (4D). Il est notamment utilisé pour réaliser des échographies

fœtales. L'image est rendue en volume après extraction de surfaces.

Image d’une échographie transoesophagienne (4D) de désinsertion de

prothèse valvulaire mitrale.

b. L'imagerie harmonique

En échographie, la détection de la fraction réfléchie (écho) est à l'origine de la formation de l'image. La

fraction réfléchie est composée d'ondes qui ont une fréquence fondamentale (fréquence d’émission F0),

ainsi que d'ondes avec des fréquences qui sont des multiples de la fréquence d’émission F0 (2F0, 3F0…).

L'imagerie d'harmonique est la construction de l'image à partir de la seconde harmonique.

Les avantages d’une telle image sont :

- Amélioration du rapport signal/bruit

- Amélioration de la résolution longitudinale (fréquences des harmoniques plus élevées et

longueurs d'onde plus courtes)


- Amélioration de la résolution latérale (autofocalisation)

L’image présente donc une meilleure résolution et elle est plus contrastée.

c. Les produits de contraste

En scanner, on utilise des produits de contraste iodés. On observe la concentration des produits de contraste

au niveau sanguin. C’est principalement des agents de contraste vasculaires.

Pour l’échographie, c’est aussi au niveau du vasculaire qu’on va les mettre en évidence. Ils permettent de

rehausser l’intensité du signal ultrasonore, grâce à une différence d’impédance maximale.

Ils contiennent des microbulles de gaz libres ou encapsulés qui sont injectés par voie IV (diamètre inférieur

à 10µm pour ne pas être embolisés dans les capillaires pulmonaires). Ils sont basés sur l’interface air/sang.

Ils sont principalement utilisés pour augmenter le contraste du compartiment vasculaire. Ils sont utilisés

également en échographie cardiaque, pour visualiser, par exemple, l’apex du cœur et calculer la fraction

d’éjection.

V. La vélocimétrie Doppler

a L'effet Doppler

Il est utilisé pour mesurer des vitesses. Tout phénomène périodique propagé est perçu par le récepteur à

une fréquence différente de sa fréquence d'émission lorsque se produit un déplacement relatif entre

l'émetteur et le récepteur. Exemple de l’ambulance, si elle se rapproche, le son est plus aigu et au contraire

si elle s’éloigne, le son sera plus grave.

L’émetteur et le récepteur peuvent être tous les deux en mouvement, seulement l’un des deux est en

mouvement, on parle donc de déplacement relatif.

En cas de déplacement de l'émetteur et du récepteur dans le même axe :

Fr = fréquence perçue par le récepteur Fe

= fréquence d'émission

V= vitesse relative entre l'émetteur et le récepteur

c = vitesse du son

ΔF = fréquence Doppler

En cas de déplacement de l'émetteur et du récepteur dans un axe différent : On tient compte de l’axe.

θ = angle formé par les 2 axes de déplacement

Fr = Fe + Fe.𝑽

𝒄

ΔF = Fr – Fe = Fe. 𝑽

𝒄

ΔF = Fe.cosθ. 𝑽

𝒄


Application à la vélocimétrie sanguine:

On utilise ces propriétés pour mesurer la vitesse des hématies dans un vaisseau.

Un faisceau ultrasonore est émis par une sonde (émetteur fixe) puis il va rencontrer des hématies

(récepteurs puis émetteurs secondaires), avant d’être rétrodiffusé vers la sonde. En effet, les hématies

absorbent les ultrasons puis vont les réémettre en direction de la sonde. On a donc l’enchaînement de 2

effets Doppler.

v = vitesse des hématies

ΔF = fréquence du signal doppler

Le signal recueilli par la sonde Doppler est égal à Fe + ΔF

La fréquence Doppler (ΔF) est donc proportionnelle à 2 paramètres :

- la vitesse du flux sanguin(V)

- le cosinus de l'angle de tir (θ) permet de connaître le sens de déplacement du flux sanguin.

La mesure optimale de ΔF nécessite d'aligner le faisceau d’ultrasons avec le flux sanguin (θ = 0° ou

180°, soit cos θ = 1 ou -1), sinon l'erreur relative augmente à mesure que l’axe du faisceau d’ultrasons et

le flux sanguin deviennent perpendiculaires.

- Si 90° < θ < 270°, alors cos θ < 0 et ΔF < 0 ➔le flux sanguin s'éloigne de la source

- Si -90° < θ < 90°, alors cos θ > 0 et ΔF > 0➔ le flux sanguin vient vers la source

ΔF = 2.Fe .v/c.cosθ


Mesure d'un gradient de pression

Technique utilisée pour la mesure de sténoses. On cherche à

mesurer le degré de rétrécissement de la valve ou de l’artère (au

niveau b). Selon les équations de Bernoulli, en mécanique des

fluides, la vitesse et la pression sont liées par la relation :

P + ½ ρV2 = constante (P en mmHg et V en m/s)

Équation simplifiée de Bernoulli

Si l'on considère que Vb >> Va (cas d’une sténose), alors, par approximation:

Mesure de la pression systolique de l’artère pulmonaire :

Ce calcul permet de mesurer la pression de l'artère pulmonaire,

reflet de la pression de remplissage du ventricule gauche. C'est

important pour les patients insuffisants cardiaques qui présentent

une augmentation de la pression de remplissage du ventricule

gauche.

Dans l'exemple ci-contre, lors d'une échographie cardiaque on a

pu déterminer la différence de pression entre le ventricule et

l'oreillette droite. (Pression de l’artère normalement inférieure à

30 mmHg)

ΔP = 4. Vmax² = 4 . 4,5² = 81 mmHg

b Les méthodes d'acquisition

Doppler continu

Le doppler continu, le plus anciennement utilisé, permet de mesurer les vitesses élevées. Cette méthode

consiste en une émission et une réception continues des ultrasons grâce à l'utilisation de 2

transducteurs distincts.

Avantages Inconvénients

Qualité optimale du signal Doppler

Permet la détection de vitesses élevées

Absence de localisation spatiale du signal : tous

les flux se trouvant sur le trajet du faisceau

seront enregistrés (mesure de la vitesse d’un flux

sanguin sans avoir la preuve de son origine)

-

Doppler pulsé

Cette méthode permet de remédier à la limite de localisation spatiale du doppler continu. L'émission et la

réception du signal sont faites par le même transducteur qui alterne entre ces deux fonctions.

Il permet la localisation spatiale du signal Doppler reposant sur l’ajustement :

- du délai séparant l’émission du faisceau et la réception: ce qui correspond à la profondeur de la

fenêtre

ΔP = 4. Vmax²

Pa - Pb = 4.(Vb² - Va²)


- de la durée de la réception du signal: ce qui correspond à la largeur de la fenêtre.

Avec cette méthode, on peut mesurer des vitesses de déplacement dans une fenêtre donnée (il faut préciser

la largeur et la profondeur). Le transducteur émet un train d'onde, et la fenêtre d'écoute correspond au

délai nécessaire au train d'onde pour aller et revenir. On arrive à des mesures focalisées.

Le repliement spectral (aliasing) : fondamental en échographie

Théorème de Shannon : la fréquence d'échantillonnage d'un signal doit être supérieure au double de la

fréquence maximale de ce signal (fréquence de Nyquist).


Localisation spatiale du signal Lorsque la vitesse du flux sanguin est élevée, il

y a un risque de repliement spectral (aliasing),

se produisant lorsque la fréquence

d’échantillonnage est insuffisante par rapport à

la fréquence du signal Doppler.

La fréquence de répétition des impulsions (PRF

: Pulse Repetition Frequency) doit être d'autant

plus élevée que la vitesse du flux sanguin

augmente.


Dans le cas (1), si l'on échantillonne avec la même fréquence de 1Hz, on enregistre une onde stationnaire.

Dans le cas (2) la modélisation est rendue possible car on mesure les points maximum et minimum du

signal. Dans le cas (3), on augmente la fréquence d’échantillonnage, le signal recueilli est de meilleure

qualité. Par contre, dans le cas (4) si la fréquence d'échantillonnage n'est pas un multiple entier de celle

du signal, on modélise un signal qui ne ressemble plus au signal périodique initial (sous-échantillonnage).

La fréquence mesurée est inférieure à celle du signal d’origine, on sous-estime la vitesse du flux et on

obtient un changement de phase (inversion de la direction du flux).

Les conséquences de l’aliasing sont donc d’obtenir une fréquence plus faible que le signal d’origine

et un changement de phase

Le Doppler pulsé présente deux inconvénients majeurs :

- La limitation en profondeur : les ultrasons doivent avoir le temps de faire un aller-retour

entre 2 impulsions. Donc, à une fréquence de répétition (PRF) donnée correspond à une profondeur

maximale (dmax) de la fenêtre Doppler.

- Ambiguïté spatiale : risque de réception de signaux tardifs dans la fenêtre Doppler.

c Représentation du signal Doppler

Signal sonore

Permet une analyse qualitative des fréquences Doppler, en transformant des vitesses en fréquences (son

aigu = vitesse élevée ; son grave = vitesse lente)

Spectre de fréquence

Permet une analyse quantitative du signal Doppler. Mesure de la vitesse du flux sanguin au cours du

temps.

Doppler couleur (imagerie Doppler vélocité)

Donne une représentation du signal Doppler en temps réel selon un codage couleur :

- sens du flux : rouge lorsque le flux dirige vers la sonde ; bleu quand il

s'éloigne de la sonde

- vitesse du flux : les vitesses élevées sont en teintes claires.


Permet une analyse rapide des flux (intuitif)

normaux/anormaux, couplée à la coupe

échographique

Résolution spatiale limitée (pas utilisé pour

mesurer un rétrécissement au niveau d’une

valve, il faudra utiliser le doppler continu)

Faible sensibilité pour les flux lents

dmax = c/ (4ΔF)= c/(2PRF)


Doppler puissance

Il est utilisé en cancérologie afin d’obtenir des renseignements sur la perfusion de masses tissulaires. Il

donne une représentation monochromatique de la puissance du signal :

- cette puissance (intensité du signal) est proportionnelle au nombre d'hématies en mouvement

- est indépendante de la vitesse du flux


Permet d'étudier la vascularisation d'un organe

Bon rapport signal/bruit

Mauvaise résolution temporelle

Absence d'information quantitative sur les flux

(vitesse, sens)

Sensibilité aux mouvements

Doppler tissulaire

C'est un mode qui est adapté aux vitesses relativement lentes, pour le déplacement des tissus. Il est utilisé

principalement en cardiologie.

VI. Perspectives

a. Échographe portable

Ce sont des appareils miniaturisés de plus en plus faciles à utiliser, qui peuvent être utilisés partout. Cela

lui a valu d'être appelé « super stéthoscope », ce qui est faux puisque ces appareils sont bien plus

complexes que des stéthoscopes qui nécessitent un échographiste bien formé. Pour rappel, cette technique

est très opérateur dépendant.

b. Produits de contrastes fonctionnalisés

Des produits de contraste permettent de mesurer la vascularisation au niveau cardiaque. L'idée de ces

produits de contraste est de focaliser l'adhésion des microbulles sur une cible d’intérêt. Les microbulles

sont revêtues d'un ligand spécifique de la cible. Cela nécessite une grande quantité de microbulles pour

que le signal soit détectable. La recherche tend à développer ce type de produits, mais ils ne sont pas

encore tout à fait au point.

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