Brevet FR2720922A1 — publié le 19951215

La présente invention concerne des systèmes de diagnostic à ultrasons, qui mesurent l'écoulement de fluides au moyen d'une interrogation Doppler, et plus particulièrement des algorithmes de traitement de signaux et l'affichage d'un spectre vitesse - temps calculé à partir d'échantillons de signaux Doppler se situant dans des créneaux multiples. L'invention permet de mesurer et de visualiser la distribution des vitesses d'écoulement du sang dans une gamme étendue de vitesses, en temps réel, avec une résolution spatiale le long du faisceau d'ultrasons. Ceci peut être désigné comme étant une analyse spectrale adaptée à la vitesse ou un nouveau procédé de résolution de l'incertitude de vitesse dans des sonogrammes à ultrasons de la vitesse de circulation du sang. L'analyse de sonogrammes de spectres, qui est basée sur le procédé bien connu du périodogramme modifié a été le procédé le plus communément utilisé pour afficher des formes d'ondes vitesse - temps dans des mesures Doppler par ultrasons de la circulation du sang. Un phénomène modéré d'apparition de fréquences fantômes peut être compensé par un décalage de la ligne de base lorsque le décalage fréquentiel maximum est inférieur à deux fois la limite de Nyquist. En principe, une courbe de vitesse à variation uniforme peut être suivie au moyen de plusieurs "suivis en boucle" par empilage de plusieurs sonogrammes identiques les uns sur les autres. Ce procédé est décrit par exemple dans le brevet US 4 485 821. Deux facteurs limitent l'utilisation de cette technique. 1. Le filtre passe-haut utilisé pour la réjection des échos fixes supprime des parties du spectre affecté de fréquences fantômes dans une zone proche de chaque multiple de la fréquence d'échantillonnage. 2. L'effet de temps de transit dû à une longueur finie des impulsions augmente la largeur de bande spectrale et détruit l'enveloppe spectrale dans le cas de la présence de vitesses élevées. Plusieurs procédés différents ont été proposés pour éliminer l'incertitude de vitesse. Une estimation du retard d'une impulsion à la suivante au moyen d'une technique de corrélation croisée a été appliquée à la formation d'images par ultrasons de flux de couleurs par Bonnefous et Pesqué, "Time domain formulation of Pulse-Doppler Ultrasound and Blood Velocity Estimation by Cross-Correlation", Ultrason. Imaging 8, Vol. 8, pp. 73-85, 1986. Une autre solution a été utilisée par Ferrara & Algazi: "A new wideband spread target maximum likelihood estimator for blood velocity estimation Part I: Theory" IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. and Freq. contr., Vol. UFFC-38, pp. 1- 26, 1991; et "The Effect of Frequency Dependent Scattering and Attenuation on the Estimation of Blood Velocity Using Ultrasound" IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. and Freq. contr., Vol. UFFC-39, pp. 754-767, 1992. On obtenait, à partir d'un modèle stochastique du signal délivré par un dispositif ponctuel de dispersion, une estimation de probabilité maximale pour la vitesse, et les résultats étaient représentés pour la mesure du profil de vitesse dans un tube ayant un écoulement à l'état stationnaire. Il a été proposé un procédé similaire basé sur une transformation de Fourier bidimensionnelle et selon lequel on obtenait un spectre de vitesses au moyen d'une sommation le long de droites dans le plan de Fourier bidimensionnel. Ce procédé est décrit dans le brevet US 4 930 513 en étant désigné par l'expression "projection radiale dans le plan de Fourier bidimensionnel". Le procédé présenté consiste en une projection similaire dans le domaine temporel, ce qui fournit un spectre de vitesses, qui est affiché en des teintes de gris ou de couleur en fonction du temps, de la même manière que dans le cas de sonogrammes Doppler classiques de spectres. De cette manière, on peut visualiser des formes d'ondes de vitesse avec une altération sévère par des images fantômes. Par rapport à différents procédés décrits, la présente invention produit des différences, que l'on peut expliquer de façon plus détaillée comme suit: Dans l'analyse spectrale Doppler classique, toutes les composantes de vitesse sont calculées à partir d'une suite d'échantillons de signaux, qui proviennent tous du même créneau de distances, c'est-à-dire qui sont échan- tillonnés avec le même retard après l'émission d'impul- sions. Au contraire, la présente invention utilise des échantillons de signaux présentant des retards différents, pour suivre le déplacement d'éléments de dispersion des cellules du sang, conformément à la vitesse attendue. De cette manière, la longueur de corrélation de la composante du signal obtenue à partir d'une vitesse spécifique augmente lorsqu'il existe une correspondance entre la vitesse réelle et la vitesse attendue. Ceci fait apparaître l'enveloppe spectrale d'une manière plus distincte dans l'affichage spectre - temps. Ce procédé sera désigné par la suite sous l'expression "analyse spectrale à adaptation de vitesse" et d'une manière abrégée "spectre VM". Ferrara & Algazi, mentionnés précédemment, décrivent un procédé de probabilité maximale pour des mesures de circulation du sang. La fonction de probabiité de vitesse utilisée dans leur procédé est semblable au spectre VM, mais leur algorithme est plus complexe, car il inclut un "filtre adapté" pour l'enveloppe des impulsions. La possibilité d'utiliser la fonction de probabilité de vitesse décrite par Ferrara & Algazi pour l'affichage du spectre de vitesses n'est pas mentionnée dans leurs publi- cations. Un procédé connexe pour l'estimation d'un spectre de vitesses est décrit dans le brevet US N 4 930 513 mentionné précédemment. Ce procédé comprend une transforma- tion de Fourier bidimensionnel appliquée à une suite d'échantillons de signaux se situant dans des créneaux multiples, suivie par une opération de "projection radiale". On peut voir que ces deux opérations fournissent un résultat semblable à celui de l'algorithme proposé du spectre VM. Cependant, l'algorithme du spectre VM requiert une puissance de calcul beaucoup plus faible, et il n'est pas nécessaire de prendre des précautions particulières lorsque la vitesse dépasse la limite de Nyquist. On peut appliquer le procédé présenté directement aux signaux d'échos ultrasonores reçus (domaine HF) ou aux composantes en quadrature après démodulation complexe. La performance du spectre VM peut en outre être améliorée grâce à 1. l'utilisation d'une fonction de fenêtre unie pour réduire des lobes latéraux dans le spectre; et 2. l'application d'une formation de la moyenne spatiale et/ou temporelle, pour réduire la variation dans les estimations spectrales. Des structures tissulaires fixes et des structures tissulaires à déplacement lent dans le corps font apparaître des composantes intenses à basse fréquence dans le signal Doppler. Ces composantes sont habituellement supprimées par un filtre passe-haut, qui, en tant qu'effet secondaire, éliminent le signal provenant du sang se déplaçant lentement. Étant donné que les composantes de vitesse sont séparées dans l'affichage spectral, il n'est pas nécessaire d'éliminer toutes les composantes à basse fréquence dans le signal, et une certaine atténuation est requise pour empêcher une fuite en direction d'autres composantes spectrales (analyse du spectre de référence et fonctions fenêtres). L'algorithme du spectre VM n'est plus sensible à une fuite spectrale à partir de composantes à basses fréquences, que des procédés classiques d'analyse spectrale. C'est pourquoi, il est prévu un filtre passe- haut ayant une fréquence de coupure supérieure. Pour mesurer à la fois des composantes de vitesse intenses et faibles provenant du même signal, on peut utiliser en parallèle deux ou plusieurs filtres passe-haut ayant des fréquences de coupure différentes. La partie à faible vitesse du spectre est calculée moyennant l'utilisation d'une basse fréquence de coupure. Les composantes de vitesse supérieure sont calculées en utilisant une fréquence élevée de coupure, de préférence en utilisant. l'algorithme du spectre VM. Sur la base de l'art anterieur telle que décrite précédemment, la présente invention concerne un procédé pour calculer et afficher la distribution axiale de vitesses dans la circulation du sang. Un spectre de vitesses est calculé à part.r du signal reçu d'un appareil Doppler à ultrasons à crneaux multiples. Plus précisément ''invention concerne un procédé pour déterminer le spectre vitesse-temps de circulation du sang dans un corps vivant A l'aide d'un système Doppler à ondes ultrasonores pulsées, comprenant - l'émission séquentielle d'ondes ultrasonores pulsées et la réception d'une séquence ou suite correspondante de signaux d'échos, - l'échantillonnage des signaux d'échos reçus au bout d'un ou de plusieurs retards prédéterminés, après l'émission d'impulsions ultrasonores, et - le traitement de ladite suite d'échantillons de signaux d'échos par une analyse spectrale des fréquences pour obtenir un scectre de vitesses du sang comprenant un certain nombre de composantes de vitesse dans une gamme de valeurs attendues de vitesse du sang, et - la répétition dudit trai-ement plusieurs fois pour obte- nir un spectre vitesse - temps pour un affichage essen- tiellement en temps réel, caractérisé en ce que - pour chaque composante de vitesse dans ledit spectre de vitesses du sang, on échantillonne les signaux d'échos reçus avec une augmentation ou une réduction ultérieure, pendant ledit retard prédéterminé, après l'émission d'impulsions en fonction de la durée de propagation aller et retour des impulsions ultrasonores réfléchies par le sang et se déplaçant à une vitesse correspondant à chacune desdites composantes de vitesse, et - on traite la suite obtenue d'échantillons de signaux pour obtenir ladite composante de vitesse. Selon une autre caractéristique de l'invention, on applique une fonction de fenêtre unie auxdits échantillons de signaux avant ledit traitement d'analyse spectrale. Selon une autre caractéristique de l'invention, on traite lesdits signaux d'échos au moyen d'un filtre passe-haut pour éliminer des signaux provenant de cibles fixes et de cibles se déplaçant lentement dans ledit corps vivant. Selon une autre caractéristique de l'invention, on utilise des filtres passe-haut ayant des fréquences de coupure différentes pour chacune desdites composantes de vitesse dans ledit spectre des vitesses du sang. Selon une autre caractéristique de l'invention, on soumet lesdits signaux d'échos à une démodulation complexe avant ledit traitement. Selon une autre caractéristique de l'invention, on calcule une pluralité de spectres de vitesses du sang en rapport avec différentes positions le long du faisceau d'ultrasons et avec différents instants d'apparition et qu'on forme la moyenne de chaque composante de vitesse de ladite pluralité de spectres de vitesses de sang. Selon une autre caractéristique de l'invention, on applique auxdites composantes de vitesse, une étape de compensation de gain, conformément aux caractéristiques dudit filtrage passe-haut. Selon une autre caractéristique de l'invention, on calcule certaines desdites composantes de vitesse au moyen d'une analyse classique du spectre des fréquences, qui permet d'obtenir lesdits échantillons de signaux avec un retard constant après l'émission des impulsions. On va expliquer ci-après de façon plus détaillée l'invention en référence à des formes de réalisation prises à titre d'exemples, qui sont représentés sur les dessins, sur lesquels: - la figure 1 est un exemple d'un schéma-bloc représentant d'une manière générale les caractéristiques et fonctions principales intervenant dans un dispositif complet pour une mesure Doppler par ultrasons d'écoulements sanguins, et dans lequel le procédé selon l'invention peut être mis en oeuvre; - la figure 2 représente un schéma-bloc plus détaillé des éléments fonctionnels de l'analyseur de spectre de vitesses, qui fait partie de l'ensemble du diagramme du schéma de la figure 1; - la figure 3 représente un diagramme des profon- deurs d'impulsions, qui illustre le principe du calcul des composantes du spectre de vitesses conformément à l'invention; - la figure 4, formée des figures 4(A) et 4(B), représente, en (A), les impulsions de signaux reçus sur un affichage temps - profondeur et (B) un sonogramme temps - vitesse associé, ce dernier étant une représentation visuelle du type désiré conformément à l'invention; - la figure 5 illustre l'utilisation de deux filtres passe-haut différents pour des parties séparées du spectre de vitesses; et - la figure 6 représente un diagramme temps - profondeur amplifié des signaux d'échos, utilisé pour calculer le spectre à un instant, voir figure 2. Sur la figure 1 on a représenté un schéma-bloc d'un système de mesure Doppler par ultrasons de la vitesse d'écoulements sanguin, dans lequel l'invention est incorporée. Habituellement, le système de mesure de l'écou- lement du sang est combiné à un système de formation d'images à ultrasons, qui utilise le même transducteur, et l'invention est également applicable à des systèmes Doppler "autonomes". Un transducteur à ultrasons 1 émet un faisceau pulsé d'ultrasons 1A dans le corps vivant concerné. Les impulsions ultrasonores sont rétrodiffusées par des structures présentes dans le corps, tel que le sang, et produisent des échos qui reviennent au et sont détectés par le transducteur 1, voir figure 1. Les blocs fonctionnels représentés sur la figure 1 comprennent un circuit émetteur 3 et un circuit récepteur 4, qui sont connectés, au moyen d'un commutateur 2, au transducteur 1 respectivement pour l'émission d'ultrasons et la réception d'échos. Une flèche 10 partant du récepteur 4 indique la poursuite du traitement du signal d'écho reçu, tout d'abord dans un étage FTC facultatif, qui sera expliqué plus loin de façon plus détaillée, dans une unité de démodulation complexe 7, dans une unité d'analyse spectrale 8 et dans une unité d'affichage 9 comportant un moniteur 9A. L'écho provenant d'un dispositif de dispersion situé à une distance r du transducteur 1 est détecté avec un retard t = 2r/c après l'émission de l'impulsion, ce qui correspond à la durée de déplacement aller et retour, nécessaire à l'impulsion ultrasonore pour se propager du transducteur jusqu'au dispositif de dispersion et retour. La constante c est la vitesse du son dans le tissu humain. Le signal d'écho HF (haute fréquence) reçu à partir d'une impulsion numéro k est désigné par s(t,k), t étant le temps écoulé depuis l'émission de l'impulsion. Pour les explications données ci-après, la liste suivante de symboles utilisés peut être utile. Nomenclature: x(t,k) signal Doppler démodulé complexe, t temps écoulé après l'émission d'une impulsion, k numéro de l'impulsion, s(t,k) = ref x(t,k) exp iwot} est le signal HF corres- pondant, fo fréquence du mélangeur de démodulation en quadrature, valeurs typiques: 2 MHz - 20 MHz, 0 = 2Tf0,o fréquence du mélangeur angulaire de démo- dulation en quadrature, Tr incrément de temps dans une direction radiale (gamme de profondeurs), valeurs typiques: 1/8f0 sang devant être mesurée (spécifiées par l'opé- rateur), VNyquist vitesse de Nyquist, c'est-à-dire vitesse du sang, qui fournit un décalage Doppler égal à la moitié de la fréquence d'échantillonnage (= 1/T), N longueur de la fenêtre (en nombre d'échantil- lons). Valeurs typiques: 16 w(k) fonction de fenêtre unie de longueur N (par exem- ple fenêtre de Hamming, fenêtre rectangulaire), qui est symétrique par rapport à k = 0 lorsque l'on a IkI > N/2, M nombre de composantes spectrales à calculer. Un dispositif de dispersion se déplaçant avec une composante de vitesse v _e long du faisceau d'ultrasons entraîne une modification du temps de déplacement aller et retour d'une impulsion à la suivante, conformément à At = 2vT/c (1) En échantillonnant des signaux d'échos reçus avec une modification ultérieure At du retard après l'émission d'impulsion et en formant la somme de ces échantillons sur un nombre N d'impuisions successives, on peut calculer une raie du spectre de vitesses conformément à S/(v; t,k)=, W(k)s('ck k k4+) (2) 2 T-!- ± k)2 (2) WN(k) étant une fonction de fenêtre unie de longueur N (par exemple fenêtre de Hamming, fenêtre rectangulaire). Ce processus peut être répété (en utilisant le même ensemble de N signaux d'échos pour un nombre de valeurs différentes v de vitesse pour l'obtention d'un spectre de vitesses. Ce principe est illustré sur la figure 3 (voir également la figure 4). Les composantes dans le spectre de vitesses sont calculées par addition du signal HF le long de lignes obliques, comme représenté par exemple en 31, 32 et 33 conformément à la vitesse des cibles. Ici on a représenté le calcul de trois composantes spectrales différentes, ce qui fournit trois valeurs indiquées respectivement en 31A, 32A et 33A, dans le spectre de vitesses. Dans une forme de réalisation pratique, 'es signaux d'échos HF (haute fréquence) reçus, produits par es N impulsions successives émises, sont échantillonnés pour un nombre de retards prédéterminés, après lêmission des impulsions, sont numérisées et sont mémorisées dans une mémoire numérique avant le traitement de (2). On - eut alors obtenir le signal à l'instant t = to + kAt, en sélectionnant l'échantillon de signal mémorisé le plus proche dans le temps, ou en effectuant une interoza:ton entre les échantillons de signaux mémorisés. On peut également calculer le spectre de vitesses à partir de l'enveloppe complexe des signaux d'échos, plutôt qu'à partir des signaux HF. L'enveloppe complexe, qui est constituée de deux composantes en quadrature constituant un signal complexe, doit être obtenue à partir des échantillons HF numeriques, moyennant l'utilisation de techniques bien connues de filtrage numérique (démodulation complexe numérique), ou bien le signal d'enveloppe complexe peut être échantillonné moyennant l'utilisation d'un démodulateur complexe analogique (tel que représenté par le bloc 7 sur la figure 1). Le spectre de vitesses est calculé à partir de l'enveloppe complexe x(t,k) conformément à: S"/(v; eu,k.) =);( x_ _ k 2?/ (3 Pour réduire la variation de l'estimation spectrale, on met en oeuvre une formation de moyenne temporelle (d'une impusi-c à l'autre) et spatiale (le long du faisceau d'ultrasons) de ''estimation brute du spectre de vitesses: S v) = g(v) = ( S'(-; S -, 4)+k) a k, Na est le hombre de points dans la région de formation de la moyenne, Aui, conformément à la figure 6, peut être une région rectangulaire 60 centrée autour du point 66 (toi k0). Par conséquent, l'estimation brute du spectre S(v, t0,k0) est caculée à partir des échantillons de signaux le long de ia lgne oblique 63 passant par to, k0. La moyenne de ces estimations est formée pour tous les points à l'intérieur du rectangle 60. La grandeur g(v) est un facteur de gain, qui dépend de la vitesse et qui compense la perte de la puissance du signal, à proximité des différents multiples de la fréquence d'échantillonnage, sous l'effet du filtre d'élimination de déplacement au niveau de la paroi (filtre passe-haut). Les composantes spectrales résultantes de vitesse s(v) sont calculées pour un nombre discret de vitesses {Vmin = vl d'échantillons de signaux au voisinage de (t0ok0). Ps(to0, k0) = ( S(v1),S(v2),..., S(VM)) Chaque composante du spectre de vitesses est une valeur réelle et positive. A la fois la gamme des vitesses (Vmin, vmax) et le nombre des composantes spectrales M sont disponibles dans une gamme étendue, adaptée à la situation clinique, et avec la résolution de vitesse du système Doppler. Des valeurs typiques sont: N = 64...256, vmax = 0,1...6 m/s. Les vitesses {vl,v2,...} peuvent être réparties uniformément dans la gamme des vitesses, ou bien avec une densité supérieure proche de v = 0 m/s. Le spectre de vitesses Ps(r0o,t0) est calculé pour un nombre d'instants différents to, répartis uniformément, avec un incrément temporel se situant de façon typique dans la gamme de 1 ms - 20 ms. Les composantes spectrales sont converties en des pixels dans l'échelle de gris ou de couleurs, et sont représentées sur un affichage graphique, après l'interpolation pour adapter la résolution de l'écran. Un exemple d'un tel affichage de sonogramme temps - vitesse est représenté sur la figure 4B, cet affichage résultant du signal d'écho reçu à la suite d'impulsions ultrasonores successives, comme représenté sur la figure 4A. Par conséquent, la zone hachurée la plus sombre 40 sur la figure 4A correspond au signal représenté sur la figure 3. Comme indiqué par la flèche sur la figure 4A, la surface est déplacée successivement pour le calcul du spectre de vitesse à des instants différents. Le signal reçu inclut des échos fixes provenant de cibles fixes et de cibles à déplacement lent, telles que des parois de vaisseaux, des oreillettes du coeur, etc. Ces échos sont supprimés dans l'étage FTC (suppresseur de cibles fixes) sur la figure 1) et sur la figure 2). De tels étages FTC suppriment des composantes de signaux présentant un décalage Doppler à fréquence nulle et à basse fréquence. Le traitement FTC peut être appliqué en amont et/ou en aval de l'étage de démodulation complexe. Sur les figures 1 et 2, on a représenté un suppresseur FTC à étages multiples. Le premier étage 6 sur la figure 1 est destiné à limiter la gamme dynamique du signal. Sur la figure 2, deux filtres FTC 21, 22 fonctionnent en parallèle, l'un pour la partie à faible vitesse et l'autre pour la partie à grande vitesse du spectre, comme cela est représenté plus particulièrement sur la figure 5. Par conséquent, pour le signal d'entrée Doppler indiqué en 50 sur la figure 5, il est prévu deux circuits formant filtres passe-haut parallèles 51 et 52, qui sont suivis respectivement par des analyseurs de spectres 55 et 56, les flèches 55A, 55B et 56A indiquant de quelle manière la partie à faible vitesse et la partie à grande vitesse dans le spectre temps-vitesse associé sont calculées. De cette manière, la réponse en fréquence du filtre FTC peut être optimisée séparément pour les deux parties individuelles du spectre de vitesses. En se référant à nouveau à la figure 2, les deux étages parallèles 21 et 22 du filtre FTC sont suivis par un bloc 23 du spectre VM et par un bloc ou une fonction de formation de moyenne 26 situé en aval de l'étage 21, avec un bloc classique ou de spectre VM 24, un bloc de formation de moyenne 27 en aval de l'étage 22. Un étage 27 de compensation du gain avec la sortie 29 du spectre de vitesses est prévu en commun après les blocs ou fonctions de formation de la moyenne 26 et 27. Cet étage est inclus de manière à compenser des variations du gain entre les composantes de vitesse dans le spectre, produites par l'étage FTC. REVENDICATIONS 1. Procédé pour déterminer le spectre vitesse- temps de circulation du sang dans un corps vivant à l'aide d'un système Doppler à ondes ultrasonores pulsées, comprenant: - l'émission séquentielle (en 3) d'ondes ultrasonores pulsées et la réception (en 4) d'une séquence corres- pondante de signaux d'échos, - l'échantillonnage des signaux d'échos reçus au bout d'un ou de plusieurs retards prédéterminés, après l'émission d'impulsions ultrasonores, et - le traitement de ladite séquence d'échantillonsde signaux d'échos par une analyse spectrale (en 8) des fréquences pour obtenir un spectre de vitesses du sang comprenant un certain nombre de composantes de vitesse dans une gamme de valeurs attendues de vitesse du sang, et - la répétition dudit traitement plusieurs fois pour obte- nir un spectre vitesse - temps pour un affichage essen- tiellement en temps réel, caractérisé en ce que - pour chaque composante de vitesse dans ledit spectre de vitesses du sang, on échantillonne les signaux d'échos reçus avec une augmentation ou une réduction ultérieure, pendant ledit retard prédéterminé, après l'émission d'impulsions en fonction de la durée de propagation aller et retour des impulsions ultrasonores réfléchies par le sang et se déplaçant à une vitesse correspondant à chacune desdites composantes de vitesse, et - on traite la séquence obtenue d'échantillons de signaux pour obtenir ladite composante de vitesse. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'on applique une fonction de fenêtre unie auxdits échantillons de signaux avant ledit traitement d'analyse spectrale (en 8). 3. Procédé selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce qu'on traite lesdits signaux d'échos au moyen d'un filtre passe-haut (51,52) pour éliminer des signaux provenant de cibles fixes et de cibles se déplaçant lentement dans ledit corps vivant. 4. Procédé selon l'une des revendications 3, caractérisé en ce qu'on utilise des filtres passe-haut (51, 52) ayant des fréquences de coupure différentes pour cha- cune desdites composantes de vitesse dans ledit spectre des vitesses du sang. 5. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce qu'on soumet lesdits signaux d'échos à une démodulation complexe (en 7) avant ledit traitement. 6. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu'on calcule une pluralité de spectres de vitesses du sang en rapport avec différentes positions le long du faisceau d'ultrasons et avec différents instants d'apparition et qu'on forme la moyenne de chaque composante de vitesse de ladite pluralité de spectres de vitesses de sang. 7. Procédé selon l'une quelconque des revendications 3 à 6, caractérisé en ce qu'on applique auxdites composantes de vitesse, une étape de compensation de gain (en 28), conformément aux caractéristiques dudit filtrage passe-haut (en 51,52). 8. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, caractérisé en ce qu'on calcule certaines desdites composantes de vitesse au moyen d'une analyse classique du spectre des fréquences, qui permet d'obtenir lesdits échantillons de signaux avec un retard constant après l'émission des impulsions.