Les ondes sonores et l’élastographie : un outil de validation du toucher ostéopathique ?

Une onde ultrasonique provoque deux types d’ondes sur les tissus biologiques. Une onde de compression et une onde de cisaillement.

L’onde de compression est caractérisée par un coefficient K qui représente la difficulté d’écraser le tissu dans tous les plans, c’est à dire en modifier le volume. La plupart des tissus biologiques sont composés d’eau, liquide incompressible. Ainsi ce coefficient de compression est très grand (de l’ordre du Giga pascal) mais reste quasi identique dans pratiquement tous les tissus.

Par contre, l’onde de cisaillement est caractérisé aussi par un module, dit de cisaillement (G ou μ). μ représente la difficulté́ à le cisailler, à le tordre. Ce coefficient, faible (de l’ordre du kilo Pascal) varie énormément par contre en fonction de la qualité du tissu.

Il est impossible d’écraser un morceau de viande (muscle) mais il est aisé de le tordre. Les anatomistes savent en pratique qu’il est difficile lors d’une dissection de manipuler un tissu cérébral sans l’abimer.

Ces ondes de compression et de cisaillement varient en intensité mais aussi en vitesse.

L’onde de compression se déplace parallèlement au déplacement qu’elle génère. On parle d’onde longitudinale.

L’onde de cisaillement se déplace quant à elle perpendiculairement au déplacement qu’elle génère. On parle d’onde transversale.

Ondes de compression et de cisaillement. D’après A Sarvazyan : “Biophysical bases of elasticity.

a) L’onde de compression (P) se propage par des variations de volume successives du milieu. Le déplacement du milieu est parallèle à sa direction de propagation. Les ultrasons, utilisés en échographie, sont des ondes de compression. Le son est aussi une onde de compression dans la gamme des fréquences audibles.

b) L’onde de cisaillement (S) se propage par des mouvements successifs perpendiculaires à la direction de propagation

Le corps humain, est quasi incompressible (car composé d’eau) mais mou, la vitesse de l’onde de compression d’environ 1500 m/s, très proche de celle de l’eau. La vitesse de l’onde de cisaillement est beaucoup plus faible variant entre 1 et 20 m/s (excepté l’os, beaucoup plus rigide) et est fonction de la rigidité du tissu.

Ce contraste caractérise certains tissus biologiques de part leur déformabilité (A Sarvazyan, Skovoroda, Emelianov, & Fowlkes, 1995)

Echelle de valeurs en Pa des ondes de compression et de cisaillement. D’après A Sarvazyan : “Biophysical bases of elasticity

Les ondes de compression et de cisaillement sont respectivement à la base de l’échographie et de l’élastographie qui les utilise pour sonder les propriétés du milieu.

Les ultrasons

Les techniques ultrasonores sont appliquées en médecine dès les années 1970, elles dérivent des applications utilisées lors du contrôle non destructif des matériaux en ingénierie. Le principal avantage par rapport aux procédés plus classiques d’explorations des tissus est le fait qu’elles soient conservatrices, indolores, non ionisantes, faciles à mettre en œuvre et permettent une exploration en temps réel.

Leurs inconvénients résident dans leur incapacité de donner des images derrière les os ou les poches de gaz, ceux ci faisant barrière aux ultrasons. De plus l’imagerie anatomique reste de moins bonne qualité que l’IRM et présente le désavantage d’être opérateur dépendant.

Les fréquences ultrasonores utilisées en médecine sont situées entre 3 et 15 MHz. La longueur d’onde correspondante est fonction de la vitesse de l’onde émise dans le milieu (C0 = 1500 m/s) et de la fréquence (ici f = 5 Mhz en moyenne) pour une masse volumique des tissus biologiques qui en moyenne est de 1000 kg/m3.

On a donc :

λ = C0 / f = 0.3mm

Lors du passage d’une onde acoustique dans un tissu, celle-ci est « ralentie » car le matériau émet une « résistance » au passage du son. Cette « résistance s’appelle l’impédance (Z). Elle dépend du matériau (de sa masse volumique ρ) et de la vitesse du son (c) dans celui-ci.

Elle est caractéristique du milieu traversé, même si pour les tissus biologiques elle se rapproche de celle de l’eau.

Z = ρ.c (Avec Z en Pa.s/m, ρ en kg/m3, c en m/s)

Dans un objet large où la longueur d’onde est petite par rapport aux dimensions de l’objet, le module de cisaillement est lié à la vitesse c d’une onde de cisaillement par l’équation :


μ = ρc² = ρ (λν)²

Avec ρ la densité du tissu (ici, assumé comme égal à 1, comme l’eau), λ la longueur d’onde, et ν la fréquence.
Ainsi plus le milieu est dur plus la vitesse des ondes de cisaillement est augmentée.

Il existe deux moyens d’évaluer la rigidité d’un tissu :

• Soit visualiser sa déformation, c’est l’élastographie statique ou strain imaging ou imagerie de contrainte. 

• Soit mesurer sa capacité à modifier la vitesse d’une onde traversante : c’est l’élastographie transitoire ou shear wave imaging qui utilise les ondes de cisaillement. 


Les variations du module de compression étant faible dans les tissus biologiques, elles ne peuvent pas donner une image assez contrastée des différents types de tissus. Le module de cisaillement quant à lui, possède une grande variabilité dans les tissus biologiques.

En donner une imagerie, le caractériser permettrait de distinguer les tissus pathogènes et non pathogènes plus facilement. C’est le rôle de l’élastographie.

Les ondes ultrasonores sont générées à l’aide d’un transducteur[1] Piézoélectrique (réversibles pour la réception), ensuite ces ondes se réfléchissent.

La mesure de la vitesse de ces ondes nous donne des informations sur le milieu dans lequel elles se sont propagées. Cette vitesse est traduite par la suite en image. 

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[1] Un transducteur est un dispositif convertissant un signal physique en un autre. L’œil est un transducteur en ce sens qu’il transforme un signal lumineux en un signal nerveux. 

Elastographie

L’élastographie est un sujet de recherche récent, qui concerne une communauté de chercheur restreinte. L’élastographie statique est apparue en premier avec Ophir (Ophir, 1991), puis l’élastographie impulsionnelle avec catheline (Catheline, 1998), par la suite l’élastographie IRM est développée par Greenleaf (Muthupillai, Lomas, Rossman, Greenleaf, Manduca, & Ehman, 1995) dès 1995.

Il existe en élastographie trois régimes d’excitation du milieu, le régime statique, le régime stationnaire et le régime transitoire.

Le régime statique

Dans le régime statique, la contrainte établie aux tissus est continue.

La déformation générée est estimée à partir des déplacements entre la phase de repos et la phase sous la contrainte. 

compression due à la sonde. Thomas Deffieux 2008.

La variabilité très importante de la contrainte appliquée (opérateur dépendante) fait que cette technique reste plus qualitative que quantitative.

Cette technique, développée dans les années 1990 par Ophir (Ophir, 1991)

L’utilisation d’une contrainte de l’opérateur la limite aux organes superficiels (principalement le sein).

Le régime stationnaire

La Magnetic Resonance Elastography (MRE) est quant à elle une technique dynamique à régime stationnaire.

Un vibreur excite le tissu à une fréquence variant de 50 à 1000 Hz (en moyenne 100 Hz chez l’homme, variable en fonction de la taille de l’organe exploré). Ensuite une séquence IRM encodée et stroboscopée permet de reconstruire un film 3D du mouvement de l’organe testé.

C’est une technique quantitative permettant de retrouver le module d’Young, l’image étant de bonne résolution malgré un temps d’acquisition relativement long (environ 10 mn). 

Principe de l’élasto IRM. Thomas Deffieux 2008.

Cette technique, découverte par James Greenleaf (Muthupillai, Lomas, Rossman, Greenleaf, Manduca, & Ehman, 1995) et Richard Ehman permet de calculer l’anisotropie (Sinkus, et al., 2005) et la viscosité en plus de l’élasticité. Elle concerne tous les organes difficilement accessibles à l’échographie (les organes profonds). Elle concerne le foie, le cerveau, le muscle et plein d’autre organes.

Le coût et le temps d’acquisition assez long sont les inconvénients majeurs de cette technique.

Vibroacoustographie

Cette technique est basée sur la pression de radiation (Torr, 1984). Lors du passage d’une onde de compression, il se produit une pression (force volumique) dans le milieu traversé par transfert de quantité de mouvement.

Ce transfert est lié à l’atténuation (la dissipation de l’onde), à la réflexion des ondes sonores émises et à la non linéarité (ce qui est le cas dans les tissus biologiques).

La force de radiation est alors définie comme la force moyenne résultante du passage de l’onde dans le milieu, elle est donc égale à la variation moyenne de quantité de mouvement subie par le milieu en ce point.

La vibroacoustographie utilise un émetteur qui envoie deux ondes de fréquences proches et connues sur un point focal de la cible examinée. En ce point il en résulte une force de radiation à une fréquence correspondante à la différence des deux fréquences émises. Un récepteur (hydrophone) enregistre ce son produit caractéristique du milieu au point focal. On en déduit ses propriétés mécaniques en termes de rigidité (Silva, 2003). 

Principe de vibroacoustographie. Thomas Deffieux 2008.

ARFI

L’Acoustic Radiation Force Imaging (Silva, 2003) utilise le même procédé que la vibroacoustographie mais envoie un seul faisceau sonore. La force de radiation générée dans la zone focale excite le tissu et il se comporte selon les lois de Hooke, à savoir son élasticité, sa viscosité et sa relaxation (le retour à l’état initial)

Principe de l’ARFI. Thomas Deffieux 2008.

Etant une technique à point focal, il est nécessaire de balayer la zone pour obtenir une image complète, ce qui prend du temps. L’excitation locale du tissu peut aussi provoquer des échauffements.

Le calcul du module d’Young reste une estimation car il dépend de la géométrie du faisceau.

Une amélioration de cette technique permettant la quantification (Nightingale, McAleavey, & Trahey, 2003) du module d’Young est à l’essai.

Elastographie impulsionnelle 1D

L’élastographie impulsionnelle 1D (Catheline, 1998) consiste à choquer le milieu et à enregistrer l’onde de cisaillement qui se propage sous l’effet du choc à l’aide d’un transducteur à ultrasons.

L’impulseur (appelé palpeur acoustique) donne un choc à basse fréquence (environ 50 Hz) dans le tissu générant une onde sphérique de compression et de cisaillement. Un transducteur suit la propagation de l’onde de cisaillement au cours du temps en fonction de la profondeur. On en déduit par la suite la vitesse de l’onde de cisaillement et le module d’Young. 

Principe de l’élastographie impulsionnelle 1D. Thomas Deffieux 2008.

Dès 2003 des mesures ont été réalisées (Gennisson, 2003) dans le muscle et la peau. L’élastographie impulsionnelle 1D est utilisée pour la caractérisation de l’état fibrotique du foie, permettant dans certains cas d’éviter la biopsie.

Elastographie impulsionnelle 2D

De même que pour l’élastographie 1D, l’élastographie 2D utilise une barrette échographique générant une onde plane de cisaillement (2D). On utilise un échographe particulier émettant des ondes planes et permettant le stockage de données à plus de 5000 images / sec (mode ultra rapide).

Un impulseur donne un coup à basse fréquence (50 Hz) en onde plane dans un pâln d’imagerie, les ondes de cisaillement générées et perpendiculaires à ce plan sont dans un deuxième temps analysées en mode d’imagerie ultra rapide afin de calculer la vitesse de l’onde dans le milieu de propagation et d’estimer le module d’Young.

Des essais ont été pratiqués à l’institut Curie (J Bercoff, et al., 2003)  en 2003 sur des cancers du sein.

Supersonic Shear Imaging

L’idée d’associer pression de radiation et imagerie ultra rapide est née de l’imagination de Armen Sarvazyan (Sarvazyan, 1998) qu’il a appelé Shear Wave Elasticity Imaging.

Plusieurs auteurs (Bercoff J. , 2004),,  (Bercoff, Tanter, & Fink., 2004) issus du laboratoire ondes et acoustique inventent une technique : Supersonic Shear Imaging. Une société (supersonic imagine®[1]) est créée en 2005 afin de commercialiser un élastographe utilisant cette technique.

Les ultrasons sont focalisées à des profondeurs différentes successivement ce qui créé des pressions de radiation par poussées (des « pushs »). Les interactions des ondes de cisaillement ainsi générées apparaissent en formant un cône (comme un cône de Mach supersonique). Dans un deuxième temps l’échographe passe en mode imagerie ultra rapide (jusqu'à 20.000 images / seconde) afin de suivre l’onde de cisaillement dans le tissu.

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[1] http://www.supersonicimagine.fr

Principes de la SWE. Thomas Deffieux 2008.

Cette technique, aujourd’hui la plus évoluée, permet de réaliser une imagerie élastographique quantitative, en temps réel, rapide, facile à utiliser et non opérateur dépendante. 

Le reproche fait à l’ostéopathie, de la part des instances scientifiques médicales, est, à juste titre, essentiellement lié au manque de structuration scientifique à la fois théorique et expérimentale. La science médicale évolue, et l’émergence de certaines pratiques, comme la médecine globale, la médecine intégrative, la pluridisciplinarité de l’approche médicale classique nous montre ô combien il est difficile de soigner l’humain.

D’évidence, dans l’apprentissage ostéopathique ou tout autre apprentissage manuel, les biais perceptifs sont légion. Certains de ces contenus ne sont supportés par aucune expérimentation physiologique ou biophysique.

La perception peut être biaisée aussi par des biais perceptifs et des raccourcits cognitifs erronés dans les représentations mentales qui en émanent. L’enseignant attentif, corrige la façon de faire, la mise en place de la perception en ayant comme garde-fou de ne pas suggérer inconsciemment des théorisations, interprétations ou représentations mentales fausses.

Malgré ce manque évident, les principes de l’ostéopathie n’en demeurent pas moins cohérents au regard de certains modèles récent. C’est ce que nous apprend l’élastographie, le tissu biologique conjonctif possède une multitude d’états rhéologiques variant entre le rigide et le souple, le mou. La rigidité et la composition physico-chimique sont des paramètres importants qui influent sur les différentes fonctions tissulaires.  

Phénomène important en cancérologie, La plupart des cancers des tissus mous, notamment le foie, la prostate et le sein, présentent des valeurs de dureté nettement supérieures aux tissus normaux.

Les avancées médicales nous font entrevoir au sein du conjonctif, des potentialités gigantesques suscitant l’émerveillement en médecine régénératrice. Ce conjonctif, autrefois décrié, peu investigué, devient aujourd’hui un objet de recherche à lui seul. L’étude des interaction mécaniques de celui-ci avec son environnement cellulaire ouvre des perspectives thérapeutiques étonnantes.

Aujourd’hui l’ostéopathie semble être une indication thérapeutique d’appoint des cancers traités selon les normes actuelles et qui plus est, un traitement préventif des tissus conjonctifs en leur redonnant de la compliance afin d’éviter l’ancrage et la diffusion des cellules cancéreuses.

Le diagnostic palpatoire a été utilisé depuis l’antiquité, même si sa valeur discriminative reste moyenne - le diamètre moyen des masses mammaires palpables est de 16 mm (17 mm si mobiles et 15 mm si non-mobiles) –

Le geste ostéopathique qu’il soit diagnostique ou thérapeutique, prend ici toute son ampleur et sa signification. Le sens du toucher subjectif pourrait-il être évalué à l’aide de l’élastographie ?

Ci-dessous : une petite vidéo de l'INSERM sur la palpation du cerveau, les techniques d'élastographie et de retournement temporel. 

Références

Une partie de l'article est tirée de la thèse de Thomas Deffieux, chercheur à l'ESPCI : https://pastel.archives-ouvertes.fr/pastel-00005573

Thomas Deffieux. 2008. Palpation par force de radiation ultrasonore et échographie ultrarapide : Applications à la caractérisation tissulaire in vivo. Physique [physics]. Université Paris-Diderot - Paris VII. Français. <pastel-00005573> 

A Sarvazyan, A., Skovoroda, R., Emelianov, S., & Fowlkes, J. (1995). Biophysical bases of elasticity imaging. Acoustical Imaging , 21, pp. 223–241.

Bercoff, J. (2004). L’imagerie échographique ultrarapide et son application à l’étude de la viscoélasticité du corps humain. Université Paris VII.

Bercoff, J., Tanter, M., & Fink., M. (2004). Supersonic shear imaging : a new technique for soft tissue elasticity mapping. IEEE Transactions on Ultrasonics Ferroelectrics and Frequency Control, , 51 (4), pp. 396–409.

Catheline, S. (1998). Interferometrie-speckle ultrasonore : application a la mesure d’élasticité. Thèse de doctorat de l'université paris VII. Spécialité: Acoustique Physique.

Gennisson, J. (2003). Le palpeur acoustique : un nouvel outil d’investigation des tissus biologiques. Université paris 6.

J Bercoff, J., Chaffai, S., Tanter, M., L Sandrin, L., Catheline, S., Fink, M., et al. (2003). In vivo breast tumor detection using transient elastography. Ultrasound Med. Biol , 29 (10), pp. 1387–1396,.

Muthupillai, D., Lomas, P., Rossman, J., Greenleaf, A., Manduca, R., & Ehman, R. (1995). Magnetic resonance elastography by direct visualization of propagating acoustic strain waves. Science , 269, pp. 1854-1857.

Nightingale, K., McAleavey, S., & Trahey, G. (2003). Shear-wave generation using acoustic radiation force : in vivo and ex vivo results. Ultrasound in Medicine & Biology , 29 (12), pp. 1715–23.

Ophir, J. (1991). Elastography : a quantitative method for imaging the elasticity of biological tissues. Ultrasonic Imaging, , 13, pp. 111-134.

Sarvazyan, A. (1998). Shear wave elasticity imaging: a new ultrasonic technology of medical diagnostics. Ultrasound Med. Biol. , pp. 1419–1435.

Silva, G. (2003). mage formation in vibro-acoustography. Mayo Clinic .

Sinkus, R., Tanter, M., Catheline, S., Lorenzen, J., Kuhl, C., Sondermann, E., et al. (2005, feb). Imaging anisotropic and viscous properties of breast tissue by magnetic resonance-elastography. Magn Reson Med , 53 (2), pp. 372-87.

Torr, G. (1984). The acoustic radiation force. American Journal of Physics , 52 (5), pp. 402-408.