Sp´ecificit´es de l’image ´echographique

En plus des sp´ecificit´es li´ees `a la g´eom´etrie du capteur, d´ecrites dans le paragraphe pr´ec´edent, l’image fournie poss`ede un certain nombre de sp´ecificit´es dues aux propri´et´es physiques des ondes US et `a leur interaction avec la mati`ere qu’elles traversent. Nous d´etaillons dans cette section les ph´enom`enes physiques subis par les ondes US lors de leur trajet dans le corps humain et les cons´equences sur l’image produite.

Interaction des ultrasons avec la mati`ere L’onde US est une onde acoustique qui g´en`ere des variations de pression dans les milieux qu’elle traverse. Sa vitesse de

Fig. _{2.8 – Reconstruction du volume 3D par balayage d’un transducteur} 2D [Rohling 1998]

Tab. _{2.1 – Caract´eristiques des diff´erents milieux travers´es par les US dans le corps} humain.

Tissus Imp´edance acoustique (kg/m2/s) Vitesse de propagation (m/s)

Sang 1.66106 ₁₅₆₆ Foie 1.66106 1566 Rein 1.62106 ₁₅₆₇ Graisse 1.33106 ₁₄₄₆ Os 3.75 − 7.38106 _{2070 - 5350} Air 0.4103 ₃₃₃

propagation au sein d’un milieu mat´eriel d´epend des caract´eristiques de ce milieu : c = Z

ρ,

o`u ρ repr´esente la masse volumique du milieu et Z son imp´edance acoustique, c’est-`a- dire sa r´esistance `a la propagation de l’onde US. Le tableau2.1r´ecapitule les propri´et´es de diff´erents milieux organiques en termes d’imp´edance acoustique et de vitesse de propagation des US.

A l’interface entre deux milieux d’imp´edances diff´erentes, l’onde US est en partie transmise en profondeur et en partie r´efl´echie vers la sonde. L’importance de l’´echo r´efl´echi est li´ee `a la diff´erence relative entre les imp´edances acoustiques Z1 et Z2 des

deux milieux formant l’interface. Dans le cas o`u l’onde ´emise, d’amplitude Ii, arrive

perpendiculairement `a l’interface, l’amplitude de l’onde renvoy´ee Ir est telle que :

Ir= R Ii, avec R =  Z2− Z1 Z2+ Z1 2 .

A l’interface entre des tissus mous, la valeur de ce coefficient de r´eflexion R est inf´erieure `

a 10%, ce qui permet d’avoir un signal transmis suffisamment intense pour imager les structures plus profondes. En revanche, ce coefficient atteint 40% pour une interface tis- sus mous/os, et 99% pour une interface tissus mous/air, ce qui empˆeche la visualisation des structures situ´ees au-del`a de cette interface.

Le capteur de vision 47

Quand l’onde incidente n’est pas perpendiculaire `a l’interface, le faisceau US suit les lois de l’optique g´eom´etrique (voir figure 2.9) et un ph´enom`ene de r´efraction est observ´e. L’angle du faisceau transmis θt d´epend de l’angle du faisceau incident θi et

des vitesses de propagation des US dans les milieux formant l’interface : sinθt

sinθi

= c2 c1

.

Fig. _{2.9 – Transmission et r´eflexion du faisceau US `a l’interface entre deux milieux} d’imp´edance acoustique diff´erente.

Lors de leur propagation dans des structures homog`enes, les US sont ´egalement sou- mis `a un ph´enom`ene d’att´enuation dˆu `a leur absorption par le milieu. Cette att´enuation est fonction de la distance d `a la source d’US et d’un coefficient lin´eaire d’absorption not´e µ :

I(d) = I0e−µd.

Le coefficient d’absorption est proportionnel au carr´e de la fr´equence d’´emission des ondes US. En cons´equence, une fr´equence peu ´elev´ee est n´ecessaire pour imager les structures profondes et notamment l’abdomen. En contrepartie, cette baisse de fr´equence s’accompagne d’une perte de r´esolution de l’image ´echographique.

Enfin le dernier ph´enom`ene physique observ´e lors de la propagation des US est celui de la diffusion. Lorsque l’interface rencontr´ee par le faisceau est de petite taille par rapport `a la longueur d’onde des US, l’´energie de l’onde est diffus´ee, c’est-`a-dire renvoy´ee dans toutes les directions (voir figure2.10). Ainsi les ondes re¸cues par les cellules PZT de la sonde proviennent soit de la r´eflexion des US `a l’interface entre deux milieux, soit de la diffusion produite dans les tissus. Cette derni`ere cat´egorie d’onde r´etrodiffus´ee apparaˆıt sur l’image ´echographique sous la forme d’un aspect granulaire appel´e speckle, ou encore chatoiement ou tavelure en fran¸cais, qui d´egrade la visualisation des contours des organes.

Bien que souvent consid´er´e comme un bruit al´eatoire, le speckle qui est ´egalement pr´esent dans les images radar, sonar ou laser, traduit une r´eelle mesure caract´eristique du milieu imag´e. Dans le cas des US, le speckle est g´en´er´e par des inhomog´en´eit´es de

Fig. _{2.10 – Diffusion de l’onde US sur des structures dont la taille est inf´erieure `a sa} longueur d’onde [Coussement 1995].

structures, appel´ees diffuseurs, qui sont r´epartis de mani`ere al´eatoire dans les tissus mous et qui r´efl´echissent chacun une petite partie du signal initial. Par exemple dans le cas des muscles, les diffuseurs responsables du speckle sont entre autres les fibres musculaires, les cellules ou ensembles de cellules, les agr´egats de graisse ou encore les filaments d’actine.

Repr´esentation du signal Le signal ´echographique peut ˆetre repr´esent´e de mani`ere la plus simple par l’amplitude des ´echos renvoy´es par les interfaces travers´ees. Ce mode de repr´esentation, dit mode A (Amplitude), ne permet de visualiser qu’une ligne ´echographique : pour chaque interface rencontr´ee sur cette ligne, la distance de l’inter- face `a la source d’US est indiqu´ee et l’amplitude de l’´echo r´efl´echi lui est associ´ee. Cette technique autrefois employ´ee en neurochirurgie (voir figure 2.11) et en ophtalmologie pour mesurer la taille du globe oculaire, n’est plus utilis´ee en imagerie ´echographique. Actuellement, le mode de repr´esentation le plus r´epandu est le mode B (Brillance) qui d´erive du mode A, en associant `a l’amplitude du signal une valeur de niveau de gris. Cette repr´esentation permet de conserver la disposition spatiale des lignes de tirs (voir figure 2.12). Par rapport au mode A, plusieurs op´erations sont r´ealis´ees sur le signal US recueilli, notamment la compensation de l’att´enuation des US en fonction de la profondeur, l’interpolation des donn´ees pour retrouver tous les pixels de l’image `a partir des lignes de tir mesur´ees et une compression logarithmique pour rehausser les ´echos les plus faibles par rapport aux ´echos les plus forts.