Brevet FR2741521A1 — publié le 19970530

Description: La présente invention concerne un procédé d'acquisition de l'angle Doppler optimal formé par la direction d'une ligne de tir échographique optimale et l'axe d'un vaisseau sanguin dans une image d'échographie ultrasonore sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels en niveaux de gris, et partiellement en couleurs relativement au flux sanguin sur un écran d'affichage, à partir de la désignation préalable d'un point initial situé à proximité de l'axe de ce vaisseau. L'invention concerne aussi un agencement pour la mise en oeuvre de ce procédé. Pour fournir une mesure quantitative de la vitesse du sang dans les artères, un procédé d'imagerie ultrasonore des vitesses par codage de couleurs repose fondamentalement sur la connaissance de l'angle entre le faisceau ultrasonore incident et l'axe local du vaisseau. Ceci reste vrai pour tout traitement de signaux ultrasonores couramment utilisé pour produire une représentation par couleurs codées des écoulements dans tout échographe du commerce. De plus, une détermination sûre de cet angle appelé angle Doppler est nécessaire pour pouvoir extraire des données échographiques des paramètres dont la mesure est assez complexe et pour continuer ainsi de progresser dans l'étude du comportement des artères. Il est donc intéressant de pouvoir mettre en oeuvre un procédé automatique d'extraction de la valeur de l'angle Doppler à partir d'une image ultrasonore médicale, avec une bonne précision, par exemple de l'ordre de 1 degré. L'angle Doppler reste encore à ce jour d'un accès malaisé sur l'ensemble des appareils commercialisés: le praticien doit en déterminer la valeur d'une manière assez approximative en jugeant de l'alignement d'un petit segment de droite qu'il trace sur l'image avec l'axe du vaisseau sanguin analysé. Un tel procédé de mesure automatique de l'angle Doppler que fait la trace d'un vaisseau sanguin dans une image échographique, à partir d'un point désigné à proximité immédiate de cette trace peut comporter les étapes suivantes: a) un premier lancer de rayons isotrope depuis ledit point initial, lesdits rayons parcourant l'image d'échographie pour fournir un histogramme des niveaux de gris de points sélectionnés régulièrement répartis le long desdits rayons, b) la mise en oeuvre d'un algorithme de traitement d'image, appliqué audit histogramme pour classer les niveaux de gris desdits points sélectionnés en au moins deux classes CL1, CL2,..., deux classes adjacentes étant séparées par des seuils T1, T2,..., exprimés en niveaux de gris et l'une des classes CLi bornée par le seuil inférieur Ti_1 étant représentative des parois des vaisseaux sanguins dans ladite image, c) un deuxième lancer de rayons depuis ledit point initial, selon lequel le niveau de gris de chaque point de chaque rayon est comparé au seuil Ti_1 et chaque rayon est borné au premier point d'extrémité Pl rencontré dont le niveau de gris est égal ou supérieur à Ti_1, et qui résulte en une représentation dudit vaisseau sanguin sous forme d'une première marque locale composée de secteurs triangulaires ayant en commun ledit point de départ à l'intérieur de ladite première marque locale, d) la détermination de la pente a de l'axe d'inertie de ladite première marque locale, pour les N pixels, de coordonnées x(n) et y(n) de ladite première marque locale, par: a = -2(S)x(n) y(n) (S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n) + /4(S)x(n) y(n))2+ (S)x(n)x(n) -(S)y(n)y(n))2 (1) o (S) signifie: n=N n=1 e) et le calcul de l'angle Doppler par: DA = Arc tg (a). Comme il est possible, et même comme c'est le plus souvent le cas, une image échographique contient la trace de plusieurs vaisseaux. Il faut donc, en premier lieu, que le praticien qui veut effectuer la mesure d'angle désigne le vaisseau qui l'intéresse, par exemple au moyen de la souris d'une station de travail sur l'écran de laquelle serait affichée l'image échographique. C'est ainsi que peut être désigné ledit point initial, après quoi le procédé de mesure de l'angle Doppler s'effectue automatiquement, de façon précise et très rapide. Un mode de réalisation du procédé défini ci-dessus comporte l'étape de validation supplémentaire qui consiste à ne valider la valeur de l'angle Doppler DA que pour un coefficient de corrélation r des pixels de ladite première marque locale supérieur à un seuil Rm de valeur prédéterminée comprise entre 0 et 1 avec: r =N(S)x(n)y(n) - (S)x(n)(S)y(n) (2) N(S)x(n)x(n) - (S)x(n)(S)x(n) JN(S)y(n)y(n) - (S)y(n)(S)y(n) La valeur choisie pour Rm est de préférence supérieure à 0,5, ce qui apporte un critère de qualité minimal à la mesure d'angle effectuée. Pour le calcul de la pente a selon l'expression (1) et du coefficient r selon l'expression (2), il est particulièrement avantageux, selon un autre mode de réalisation préféré de l'invention, d'effectuer le calcul des termes qui figurent dans les expressions (1) et (2), pour chaque secteur triangulaire, formé par deux rayons dont les extrémités ont pour coordonnées xm, y(xm) et xM, y(xM) (o: xM 2 xm), à partir de la formule analytique: x1 Y1 x2 y3 sf = f f(x,y)dx dy + f f f(x,y)dx dy (3) Xo yo x1 Y2 dans laquelle on donne à la fonction f(x,y) les valeurs successives suivantes: 1; x; y; xy; xx; yy, et les bornes x0, x1, YO' Y'1, x2, Y2, y3 étant des fonctions linéaires simples des coordonnées desdits points d'extrémité des deux rayons (notamment: x0 = O, x1 = xm, x2 = xM), avec 6 jeux de valeurs possibles associés à 6 classes de secteurs triangulaires différentes respectivement. Pour la mise en oeuvre du procédé indiqué ci- dessus, il est prévu d'utiliser un agencement (une station de travail spécialisée, de préférence) qui comporte: - une mémoire pour stocker des valeurs de niveaux de gris de l'image échographique sous la forme d'une matrice de valeurs de pixels, - un écran comportant l'image échographique sous la forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels, - des moyens de pointage dudit point initial sur l'image, et - des moyens de calcul ayant accès à ladite mémoire et au pixel représentatif dudit point initial et qui sont spécialement programmés pour effectuer les algorithmes et les calculs nécessaires à la mise en oeuvre du procédé. Dans une image d'échographie, un vaisseau laisse une trace de sa section qui peut être orientée axialement selon n'importe quelle direction par rapport aux bords de l'écran. Par ailleurs, selon un mode opératoire habituel, le tir échographique utlisé pour le calcul de l'angle Doppler se voit assigner une valeur prédéterminée, arbitraire elle aussi. Il en résulte que l'angle Doppler DA mesuré peut prendre n'importe quelle valeur comprise entre O et 90 . Or cette valeur de DA influe fortement sur la précision des valeurs de paramètres qui caractérisent le flux sanguin après application d'un facteur correctif en cos DA ou sin DA aux composantes mesurées dans la direction du tir échographique. Notamment, cette précision est très mauvaise pour des valeurs de DA voisines de 0 ou 90 et on a pu mettre en évidence une valeur de DA qui est optimale, pour ce qui est de la précision résultante, cette valeur, comprise entre 59 et 61 étant typiquement égale à 60 : DAopt = 60 . Lorsque la valeur obtenue pour DA s'éloigne trop de la valeur optimale précitée, il est malaisé, sinon impossible à ce jour, pour le praticien, de modifier l'angle de tir à travers la section de vaisseau sanguin qui l'intéresse afin de rapprocher cette valeur de 60 . Le but de l'invention est de rendre cette correction automatique. A cet effet, selon l'invention, le procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal formé par la direction d'une ligne de tir échographique optimale et l'axe d'un vaisseau sanguin dans une image d'échographie ultrasonore sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels en niveaux de gris, et partiellement en couleurs relativement au flux sanguin sur un écran d'affichage, à partir de la désignation préalable d'un point initial situé à proximité de l'axe de ce vaisseau, comporte les étapes suivantes: 1) une première mesure automatique de l'angle Doppler DA1 pour une direction de tir selon une première position angulaire prédéterminée par rapport aux bords dudit écran d'affichage, 2) la comparaison dudit angle Doppler DA1 à une valeur optimale préétablie d'angle Doppler DAopt qui résulte en une valeur d'angle-différence A9 = IDAopt - DA1i, 3) une correction électronique automatique de la direction du tir échographique de la valeur A8 pour le faire passer de ladite première position à une deuxième position qui procure un angle Doppler DA2 très voisin de DAopt, 4) une deuxième mesure automatique de l'angle Doppler DA2, très voisin de DAopt, pour une direction de tir selon ladite deuxième position. Les première et quatrième étapes de mesure (d'extraction) automatique de l'angle Doppler peuvent, avantageusement, être effectuées conformément au procédé défini aux pages précédentes. Par ailleurs, c'est la correction électronique de l'angle Doppler qui apporte toute sa souplesse au procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler, du fait qu'il n'est pas nécessaire que l'orientation de la sonde échographique soit modifiée lors de la mise en oeuvre de ce procédé. L'angulation électronique est bien connue, par exemple, de la demande de brevet européen EP 0 210 624. Cette angulation est d'ailleurs possible avec tout type de sonde (linéaire, A réseau piloté en phase, courbe...), pourvu qu'elle soit multi-éléments. Une application intéressante du procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal DAopt selon l'invention, selon lequel l'évolution de la distribution des vitesses au cours du temps dans la tranche de vaisseau insonnifiée en mode M est représentée, sur un écran prévu à cet effet, sous la forme d'un histogramme affichant la dynamique des vitesses en fonction du temps, dit Spectre Doppler, comporte l'étape supplémentaire qui consiste à corriger automatiquement l'échelle des vitesses représentées sur ledit Spectre Doppler pour qu'elle contienne la dynamique des vitesses observées selon l'axe dudit vaisseau sanguin. Ledit procédé d'acquisition automatique est aussi applicable à la mesure précise de la distribution des vitesses dans ledit vaisseau sanguin le long de ladite ligne de tir échographique optimale, encore nommée: profil de vitesse instantané, et à la détermination du débit sanguin instantané, encore nommé: flux sanguin, par intégration spatiale subséquente sur la section instantanée du vaisseau. Encore une application du procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal DAopt consiste en la mesure précise des déplacements des parois dudit vaisseau sanguin. Pour la mise en oeuvre du procédé d'acquisition automatique selon l'invention, il est prévu d'utiliser un agencement (une station de travail spécialisée, de préférence) qui comprend: - un écran comportant l'image échographique sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels, - une mémoire pour stocker les valeurs de niveaux de gris et de couleurs de l'image échographique sous la forme d'une matrice de niveaux de pixels, - des moyens de pointage dudit pixel initial sur l'image. La description qui suit, en regard des dessins annexés, le tout donné à titre d'exemple non limitatif, fera bien comprendre comment l'invention peut être réalisée. La figure 1 est le schéma d'une station de travail spécialement agencée pour la mise en oeuvre de l'invention. La figure 2 représente une image échographique dans laquelle est sélectionné un point initial. La figure 3 illustre le premier lancer de rayons à partir du point initial. La figure 4 représente le deuxième lancer de rayons qui fournit la première marque locale. La figure 5 représente la droite de régression déduite de la première marque locale. La figure 6 est un organigramme qui résume le déroulement de l'ensemble du processus de mesure automatique de l'angle Doppler. La figure 7 représente les différentes formes possibles de secteurs triangulaires de la marque locale. La figure 8 montre l'écran d'affichage de l'image échographique en mode CVI permettant d'expliciter l'invention. Pour plus de clarté, les contrastes ont été inversés, sur les figures 2, 3, 4, 5, 8. Tous les systèmes d'échographie ultrasonore actuellement disponibles sur le marché accèdent à la mesure de la vitesse d'un flux sanguin par l'intermédiaire d'une seule et même technique basée sur l'effet Doppler. Des différences entre systèmes se situent au niveau de l'implantation pour laquelle deux techniques coexistent: l'approche dite "fréquentielle" du Doppler classique et celle "temporelle" développée notamment par la société Philips - voir à ce sujet le brevet européen No. 0 225 667 (PHF 85/593). En pratique, dans tous les cas de figure, des impulsions ultrasonores sont injectées dans le milieu à analyser - supposé contenir un vaisseau sanguin - avec une période T (Pulse Repetition Frequency-PRF), et le signal ultrasonore rétro-diffusé par le milieu pour chaque impulsion est enregistré par l'échographe (lignes RF). Chaque échantillon des lignes RF représente alors la réflectivité du milieu à une prodondeur z donnée ou, de manière équivalente, correspond à un temps de vol t donné pour l'impulsion. Il faut être conscient du fait que le signal rétro- diffusé a parcouru un aller-retour de la sonde au diffuseur: si c est la vitesse du son dans le milieu analysé, on a donc la relation: z = ct/2. Dans une fenêtre située à une profondeur donnée sur une ligne RF (par exemple dans un vaisseau sanguin), la tranche de signal correspond à une "signature" propre à la distribution spatiale instantanée des diffuseurs (cellules sanguines) dans le volume d'interaction (cellule de résolution) entre le milieu analysé et le faisceau ultrasonore. Cette signature est propre à une disposition particulière des diffuseurs dans la cellule de résolution car elle est le résultat d'interférences entre toutes les sources secondaires que constituent ces diffuseurs (speckle); elle est statistiquement quasi inimitable. Par conséquent, si le PRF est assez petit pour que les diffuseurs n'aient pas le temps de changer significativement leur disposition spatiale entre deux acquisitions de lignes RF successives, un même groupe de diffuseurs imprimera des signatures très ressemblantes d'une ligne à l'autre, et son déplacement en profondeur pourra être détecté et suivi au cours du temps. C'est lors de cette phase de suivi à une profondeur donnée que les techniques temporelles (dites CVI - Colour Velocity Imaging en anglais) et fréquentielles (ou Doppler) diffèrent: la technique Doppler repère le déplacement d'une signature en analysant l'évolution de la fréquence locale des lignes RF successives tandis que la technique CVI analyse directement le signal temporel des lignes RF. Le déplacement d'une signature donnée entre deux lignes successives permet de remonter à la vitesse v du groupe de diffuseurs associé par l'intermédiaire du décalage en temps dt estimé par le CVI (dt = 2vt/c) ou du déphasage estimé par la technique Doppler (df = 211f dt), o f est la fréquence ultrasonore de l'impulsion). Les deux méthodes sont donc théoriquement équivalentes. Si on appelle angle Doppler l'angle DA formé par l'axe du faisceau ultrasonore et la direction du flux de diffuseurs, la vitesse du groupe de diffuseurs considéré observée sur l'axe de propagation des impulsions sera la projection v cos(DA) de sa vitesse réelle v dont on obtient facilement l'expression: v = c dt / (2T cos(DA)) L'angle Doppler constitue par conséquent un paramètre fondamental pour l'estimation de la vitesse d'un flux sanguin sur un échographe ultrasonore et ce quelle que soit la méthode employée pour cette estimation. Il existe à ce jour quatre grands types d'applications (ici référencées A, B, C, D par la suite) permettant de coder ou d'utiliser l'information de vitesse de flux sanguin d'une manière médicalement exploitable: A - la représentation de l'information de vitesse sous la forme d'une image, ou cartographie de vitesse couleur, B - la représentation au cours du temps de l'évolution de la dynamique des vitesses, ou histogramme de distribution des vitesses (Spectre Doppler), C - la détermination du débit sanguin (CVI-Q de Philips), D - l'extraction de paramètres artériels liés à l'étude de la dilatation des vaisseaux au cours du cycle cardiaque. Les trois premières de ces techniques s'avèrent être des fonctionnalités liées à la mesure de l'angle Doppler par l'intermédiaire de la dépendance de la vitesse à ce paramètre. Les expressions de base pour l'estimation de la vitesse d'un groupe de diffuseurs à partir d'un décalage temporel dt (CVI) ou d'un décalage de phase df (Doppler) permettent de s'en convaincre: CVI: v = c dt / (2T cos(DA)) Doppler: v = c df / (4H fT cos(DA)) La technique D quant à elle, fait intervenir une dépendance en sin(DA). Principe de la cartographie de vitesse couleur (application A): Un échographe affiche par défaut une image de réflectivité en niveaux de gris constituée d'une juxtaposition de lignes RF - dont on a pris l'enveloppe - enregistrées côte à côte afin de recouvrir la zone d'intérêt (mode B). Ces lignes sont sans rapport avec les lignes utilisées pour l'estimation de la vitesse. On établit une cartographie de la distribution des vitesses en superposant à cette image de réflectivité une image dynamique (au cours du cycle cardiaque) dont l'échelle de couleur correspond à l'échelle des vitesses instantanées observée selon une règle de correspondance donnée (intensité de couleur proportionnelle à la vitesse, couleur fonction du signe de la vitesse,...). En pratique, des impulsions supplémentaires (dites "couleurs") sont émises par la sonde lors du balayage d'imagerie classique et le traitement décrit ci-dessus leur est appliqué afin de détecter des déplacements dans la région d'intérêt de l'image (supposée contenir un vaisseau sanguin). On estime le paramètre dt (ou df) en tout emplacement des lignes RF "couleurs" correspondant à un pixel de la région d'intérêt et l'on attribue une couleur à ce pixel sur l'image dynamique par simple application de la règle de correspondance vitesse-couleur (ou, de manière équivalente, dt-couleur ou df- couleur). Principe de l'histogramme de répartition des vitesses (application B): Une image échographique (niveaux de gris ou couleur) correspond à l'émission d'impulsions spatialement décalées les unes par rapport aux autres afin de balayer la zone d'intérêt du milieu. Une alternative consiste à injecter les impulsions successives au même emplacement du milieu afin de pouvoir observer l'évolution des lignes RF au cours du temps (mode M). Si des tirs "couleur" sont mêlés à cette émission, et traités de la même manière que précédemment pour estimer le paramètre dt (ou df) aux emplacements du flux sanguin, il est possible d'observer l'évolution de la distribution des vitesses au cours du temps dans la tranche de vaisseau insonnifiée. La représentation de cette évolution prend la forme d'un histogramme affichant la dynamique des vitesses en fonction du temps (soit dt ou df en fonction du temps). L'histogramme en question, qui correspond à un véritable spectre lorsqu'il provient de l'analyse fréquentielle, porte le nom de Spectre Doppler. Le principe de sa construction est très simple: on considère les extrémités de la dynamique du paramètre observé sur les lignes couleurs correspondant à l'instant t devant être représenté, et l'on obtient la fourchette dt min ). Cette méthode est longue, fastidieuse et peu précise. Pour y remédier, le microprocesseur 1 est agencé pour calculer, avec rapiditité et précision l'angle Doppler précité à partir de la désignation d'un seul point, dit point initial à l'intérieur d'une trace de vaissseau sanguin choisie par le praticien (le médecin, l'opérateur). A cet effet, un processeur spécialisé 101, qui comporte le processeur 1 est muni en outre de moyens de calcul 102 nécessaires à la mise en oeuvre du procédé de mesure automatique de l'angle Doppler DA et de l'invention, comme décrit ci-dessous en plusieurs parties qui retracent successivement le principe du procédé, ses détails d'exécution et une annexe précisant certains calculs détaillés. De façon générale, le procédé de mesure automatique de DA comporte 2 étapes: une segmentation de la trace locale 9 du vaisseau sur l'image 8 et la détermination de l'axe d'inertie de l'agglomérat de points résultant, appelé marque locale. Une image échographique peut comporter les traces de plusieurs vaisseaux qui peuvent être intéressants pour un médecin, et il est donc nécessaire que l'opérateur désigne le vaisseau qui l'intéresse sur l'image, avant qu'aucun traitement ne puisse intervenir, avec la souris du système, comme représenté à la figure 2 o est sélectionné le point initial Pi à l'intérieur de la trace locale 9 d'un vaisseau sanguin. Ensuite, afin de caractériser un alignement sur la forme du vaisseau choisi, on commence d'abord par extraire sa marque locale du niveau de gris environnant dans l'image. Cette segmentation du vaisseau revient à détecter les parois du vaisseau autour du point initial indiqué par l'opérateur (le praticien, le médecin). L'opérateur doit effectuer le pointage dans une partie sombre unie du vaisseau, et il est aussi nécessaire d'avoir à disposition une valeur de seuil, notée Ti-1, séparant les niveaux de réflectivité de la paroi 11, des niveaux de réflectivité du sang (trace 9), ce qui laisse à l'opérateur une certaine marge pour le garantir contre de petites parties de tissu peu visibles qui pourraient se trouver à l'intérieur du vaisseau. Pour déterminer une telle valeur de seuil, on utilise de préférence un algorithme classique dit ISODATA décrit dans l'ouvrage: "Traitement numérique des images", par MURAT KUNT, COLLECTION TECHNIQUE ET SCIENTIFIQUE DES TELECOMMUNICATIONS PRESSES POLYTECHNIQUES ET UNIVERSITAIRES ROMANES. Cet algorithme est basé sur un histogramme des niveaux de gris des pixels comportant au moins 2 classes. De préférence on choisit un histogramme comportant 3 classes: CL1 = VAISSEAU (faible réflectivité), CL2 = INTERMEDIAIRE et CL3 = PAROI (forte réflectivité). On utilise la valeur de seuil T2 située entre la classe INTERMEDIAIRE et la classe PAROI pour réaliser la détection certaine de paroi dont on a besoin. Les seuils permettent de déterminer si le point de départ appartient bien à la classe VAISSEAU, ce qui peut pousser l'opérateur à recommencer son pointage si l'emplacement initial est erroné, ce qui constitue une validation a posteriori du point initial. Afin d'opérer le plus rapidement possible, on utilise un histogramme partiel qui met à profit une méthode de lancer de rayons (ray tracing method en anglais): Depuis le point initial choisi Pi, un certain nombre prédéterminé de rayons radiaux distribués angulairement de façon isotrope sont tracés sur l'image, jusqu'à en atteindre le bord, et seuls les pixels rencontrés le long des rayons participent à l'établissement de l'histogramme. Ce lancer de rayons est représenté à la figure 3. De préférence, ce premier lancer de rayons est effectué dans une sous image cadrée par le praticien, la grandeur de cette sous image, assez réduite, de préférence, étant choisie telle que toute la dynamique des niveaux de gris que contient l'image entière y soit représentée. Lorsque l'algorithme ISODATA a fourni la valeur de seuil requise (Ti_-), la même méthode de lancer de rayons que ci-dessus est utilisée pour trouver le premier pixel Pl appartenant à une paroi le long de chaque rayon (on est bien assuré de commencer à l'intérieur du vaisseau, dû à l'intervention préalable de l'opérateur): la progression le long de chaque rayon s'arrête dès que la valeur de niveau de gris du pixel courant dépasse la valeur de seuil Ti_1 (la réflectivité de la paroi dépasse celle du sang). S'il arrive qu'un bord de l'image interrompe la marque du vaisseau, la fin estimée du vaisseau dans cette direction ne constituera pas une vraie paroi, mais il demeure que les pixels compris entre deux rayons angulairement adjacents vont constituer une fraction de la marque locale du vaisseau. Cette dernière étape fournit un échantillonnage de segments formant les limites du vaisseau dans l'image, et en joignant les extrémités de chaque paire de rayons successifs, on obtient une représentation du vaisseau composée de secteurs triangulaires 12 comme représenté à la figure 4. Ces secteurs sont caractérisés par les coordonnées de leurs sommets extérieurs Plj, Plj+1, le troisième point étant l'origine commune Pi. Pour chaque secteur, six formules analytiques appliquées aux coordonnées de ses deux sommets extérieurs fournissent l'information locale nécessaire qui va permettre finalement de détermimner l'axe d'inertie de la marque locale du vaisseau. La valeur d'angle Doppler DA, figure 5, se déduit alors directement de la pente a de l'axe d'inertie 13, la direction de l'axe d'émission (ou de tir) ultrasonore étant par ailleurs connue (vecteur 10), et finalement, un coefficient de corrélation r, qui peut être calculé parallèlement, donne une indication de la pertinence du résultat obtenu. L'organigramme de la figure 6 résume le déroulement de l'ensemble du processus. A la première étape, en 15, les coordonnées du point (ou pixel) initial Pi sont stockées dans la mémoire 4 (voir figure 1). En 16, est effectué le premier lancer de rayons, à partir du point initial, dans l'image ou la sous image d'échographie. En 17 est déterminé le seuil Ti_1 à partir de l'histogramme des points sélectionnés. En 18, un deuxième lancer de rayons, associé au seuil Ti_-, permet de construire la première marque locale, constituée de secteurs triangulaires 12 assemblés. En 19 sont effectués les calculs et les accumulations pour les secteurs. En 20, les résultats obtenus à l'étape précédente sont utilisés pour l'étape de détermination de l'axe d'inertie (calcul de a et de r, éventuellement), et finalement, le résultat, soit l'angle DA, est obtenu à l'étape 21. Un exemple d'exécution du procédé décrit ci-dessus peut être comme suit. On notera en premier lieu que le procédé considéré requiert le même pas d'échantillonnage sur les axes horizontal et vertical; il doit donc être appliqué à des images ayant préalablement subi un traitement de conversion de balayage numérique (Digital Scan Conversion ou DSC en anglais). Comme le DSC est une nécessité préalable pour le traitement, ces images peuvent être acquises à partir de n'importe quelle sorte de réseaux de transducteurs. En fait, l'image dont on part ici est l'image de réflectivité en niveaux de gris habituelle affichée sur l'écran du système (de la station de travail). TRACE DE RAYONS ET OBTENTION DE L'HISTOGRAMME En premier lieu, l'opérateur fait un pointage sur l'image en désignant un emplacement dans le vaisseau. L'opération de lancer (de traçage) de rayons consiste alors à ajouter (par une programmation simple à la portée de l'homme de l'art), de façon récursive, des paires de décalages en x et en y (chaque paire caractérisant un rayon) aux coordonnées de cet emplacement jusqu'à atteindre le bord de l'image, respectivement de la sous image. Pour chaque position intermédiaire, un pixel de l'image est adressé le long d'un rayon linéaire (voir la figure 3). Naturellement, plus il y a de rayons et meilleur est l'échantillonnage des abords du vaisseau. En pratique, il s'est avéré parfois que prendre moins de 32 rayons pouvait être insuffisant, alors que le choix de 32 rayons a toujours donné de bons résultats avec les données obtenues expérimentalement. Il est donc suggéré d'utiliser, de préférence, 32 rayons. Si le nombre de niveaux de gris dans l'image est référencé NGL, cette étape du traitement fournit un ensemble de NGL entiers dont chaque valeur indexée par q (q = O, 1,... NGL) a été incrémentée de 1 pour chaque pixel de valeur indexée par q le long du tracé des rayons. ALGORITHME DE COALESCENCE ISODATA Cet algorithme vise à déterminer des valeurs de seuil pour classifier les pixels de l'image segmentés selon nc groupements qui aient une signification physique pour ce qui est du contenu de l'image. En l'occurrence, on choisit de sélectionner 3 (nc = 3) classes (VAISSEAU, INTERMEDIAIRE, PAROI) dont le comportement (la réflectivité) est bien connu(e), et on a besoin de la valeur de seuil T2 entre les classes INTERMEDIAIRE et PAROI. Cet algorithme de groupement réalise une segmentation globale de l'image du fait de déterminer des valeurs de seuil déduites de l'histogramme de niveaux de gris de l'image, qui ne dépend donc pas (du moins au premier ordre) de l'emplacement de l'objet à segmenter. Cet algorithme ne nécessite qu'un choix initial de la valeur de niveau de gris moyenne pour chaque classe, et une remise à jour itérative de ces valeurs se termine par la fourniture de valeurs de seuil entre classes. Première étape d'initialisation: Soit h(j) la densité de probabilité de la valeur de niveau de gris j dans l'image originale. Soit [min, max] le plus petit intervalle de valeur de niveau de gris englobant les valeurs de h(j) non nulles. Soit mi, iE{1,..., nc} la valeur moyenne initiale pour toutes les classes. Cette estimation initiale peut être faite en divisant l'axe des niveaux de gris en nc intervalles équidistants et en calculant la valeur moyenne arithmétique sur chaque intervalle comme si la densité de probabilité était uniforme entre min et max. Deuxième étape: Les (nc-1) valeurs de seuil Ti sont estimées en utilisant la relation (o [x] représente la partie entière de x): Ti = [(mi+mi+.)/2], iE{1,..., nc-1} Tous les pixels dont les valeurs de niveaux de gris sont comprises dans l'intervalle: Ai = [Ti_-, Ti]' iE{1,.... nc}, sont maintenant assignés à la classe i (avec To = min-1 et Tnc = max). Troisième étape: Les valeurs moyennes des classes sont remises à jour en utilisant la relation suivante (o [x] représente la partie entière de x): [ S j h(j) mi =, i {1 ..., nc} [ h(j) fEAi Quatrième et dernière étape, d'itération: Si au moins l'une des mi valeurs a été modifiée à la troisième étape, revenir à la deuxième étape et faire ainsi une boucle jusqu'à la convergence de l'algorithme; sinon, les valeurs de seuil finales sont obtenues. Cette étape du traitement fournit une valeur de seuil entière Ti_1 séparant le sang des parois artérielles à travers l'image. DETECTION DE PAROI ET REPRESENTATION DU VAISSEAU EN SECTEURS Une fois obtenue la valeur de seuil recherchée, Ti_1, le même processus de tracé de rayons est repris, comme déjà décrit ci-dessus, pour détecter l'endroit o commence la paroi du vaisseau, sur chaque rayon exploré, en comparant simplement les valeurs des pixels le long d'un rayon avec la valeur de seuil. Les coordonnées du dernier pixel qui marque la présence de la paroi, sur chaque rayon, est stockée en mémoire (mémoire 4 de la figure 1). On a maintenant obtenu un échantillonnage des limites de la paroi du vaisseau dans l'image, et en joignant chaque paire d'extrémités de rayons qui se succèdent angulairement, on obtient une représentation du vaisseau composée de secteurs radiaux triangulaires constituant une marque locale (voir figure 4). Soit nr le nombre de rayons. Cette étape du traitement fournit deux ensembles de nr nombres entiers, dont les valeurs indexées par s correspondent aux coordonnées du dernier point du rayon indexé par s, soit Pls. CARACTERISATION DE LA REPRESENTATION EN SECTEURS Le véritable but de tout le traitement se résume à la fourniture des deux paramètres suivants: - la détermination de la pente a de l'axe d'inertie de la première marque locale, pour les N pixels, de coordonnées x(n) et y(n) de ladite première marque locale, par: a = -2(S) x(n)y(n) (S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n) + 14(S)x(n)y(n))2+ ((S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n))2 o (S) signifie: n=N n=1 et nE {1,..., N} - le coefficient de corrélation r, dont la valeur absolue sera d'autant plus proche de 1 que la représentation en secteurs est proche d'un agglomérat de points présentant un alignement régulier le long d'un certain axe (O | r 1): n=N n=N n=N N E x(n)y(n) E x(n) E y(n) n=1 n=1 n=1 r= I n=N n=N n=N N n=N n=N N E x(n)x(n) - E x(n) E x(n) N y(n)y(n) - y(n) y(n) n=1 n=1 n=1 n= n= n=1 En variante, la pente a peut être celle de la droite de régression déduite de la méthode classique des moindres carrés, qui fournit la tangente de l'angle Doppler DA (DA = Arctg a): n=N n=N n=N N E x(n) y(n) - E x(n) E y(n) n=1 n=1 n=1 a = n=N n=N n=N N E x(n) x(n) - E x(n) E x(n) n=1 n=1 n=1 Les deux valeurs obtenues pour a selon qu'on utilise l'une ou l'autre méthode (axe d'inertie ou droite de régression) sont, nécessairement, très voisines. Une autre variante peut aussi être envisagée pour l'étape de validation supplémentaire de la valeur de l'angle Doppler DA mesurée automatiquement par le procédé précité. Cette étape de validation supplémentaire consiste par exemple à ne valider l'angle Doppler DA que lorsque la symétrie de ladite marque locale autour de sa droite de régression (respectivement de son axe d'inertie) est jugée suffisante, cette symétrie étant déduite du calcul du moment centré d'ordre 3. D'un point de vue pratique, l'établissement de ces deux valeurs, a et r, requiert la mesure et l'accumulation sur l'ensemble de la marque locale de 6 quantités différentes (6 termes) mettant à contribution les coordonnées de chaque pixel qu'elle contient: n=N n=N N (nombre total de pixels), sx = E x(n), sy = E y(n) n=l n=l n=N n=N n=N sxy = 3 x(n)y(n), sy2 = y(n)y(n), sx2 = E x(n)x(n). n=l n=l n=l On trouve ici la justification de la décomposition en secteurs triangulaires de la marque locale du vaisseau: en effet, les valeurs des paramètres décrits ci-dessus caractérisant tous les points compris dans un secteur donné peuvent être déduites des coordonnées des deux sommets extérieurs de ce secteur, uniquement. Ceci signifie que la caractérisation d'un secteur est réalisée en appliquant 6 formules analytiques à 4 valeurs entières comme expliqué plus loin. Soient [xm, y(xm)] et [xM, y(xM)] les coordonnées des deux sommets extérieurs (Pli, Pli+l), avec xM 2 xm, le secteur considéré ayant été placé, par symétrie(s) dans le premier quadrant trigonométrique, du haut et de droite, (du fait de multiplier les coordonnées négatives par -1 jusqu'à obtenir x > O et y > O). On obtient 6 types de secteurs possibles différents, dans cette configuration limitée au premier quadrant, en dépendance des valeurs et de l'ordonnancement relatif des coordonnées des sommets extérieurs, comme représenté à la figure 7 (voir notamment la ligne 76 de la figure 7). Sur cette figure on distingue 7 classes de secteurs, représentant toutes les formes de secteurs possibles, ces classes étant rangées sur 7 lignes référencées, du haut vers le bas: 71, 72, 73, 74, 75, 76, 77, les lignes 71, 72 et 73 représentant chacune 2 formes de secteurs appartenant chaque fois à la même classe. Ces classes sont caractérisées comme suit: 71: y(xm) = y(xM) 72: xm = xM 73:xm = O 74: y(xM) = O : y(xm) = O 76: y(xm) > y(xM) x xm/xM 77: y(xm) Les classes des lignes 76 et 77, qui sont caractérisées par des inégalités de sens contraires relatives à la même expression peuvent être considérées d'un point de vue mathématique comme appartenant à la même classe. Les formules analytiques précitées, utilisées pour les calculs sont: x=xm y=alx x=xM y=a3x+b3 sf = f | f(x,y)dx dy + f f f(x,y)dx dy x=0 y=a0x x=xm y=a2x+b2 avec: f(x, y) =1 pour faire le décompte des pixels et obtenir N f(x,y) =x pour obtenir sx f(x,y) =y pour obtenir sy f(x,y) =xy pour obtenir sxy f(x,y) =xx pour obtenir sx2 f(x,y) =yy pour obtenir sy2 Les bornes d'intégration, naturellement, dépendent de la forme du secteur, comme indiqué en Annexe 1 (qui se réfère aux classes de la figure 7), mais les expressions finales à calculer pour réaliser les sommations pour chaque type de secteur sont très simples et ne nécessitent pas beaucoup de catculs, comme indiqué en Annexe 2 (qui se réfère aux classes de la figure 7). Lorsque chaque secteur de la représentation du vaisseau a été traité, la régression proprement dite peut être effectuée. REGRESSION LINEAIRE ET ESTIMATION DE LA VALIDITE DU RESULTAT L'angle Doppler DA et le critère de confiance r sont directement obtenus à partir des 6 valeurs fournies à la fin de l'étape précédente après traitement de tous les secteurs: N sxy - sx sy a- N sx2 - sx sx et: DA = Arctg(a) D'autre part: r =N sxy - sx sy r- N sx2 -sx sx FN sy2 -sy sy Cette valeur r est un paramètre de contrôle qui peut être utilisé pour fournir un critère de confiance pour la mesure: si sa valeur est plus grande que, par exemple, 0,5, le résultat peut être considéré comme fiable; sinon, c'est qu'il y a eu un problème qui a empêché le système de fournir un résultat valide (marque locale de forme circulaire notamment, due à un mauvais positionnement du plan de coupe) et l'opérateur devra faire une autre tentative après correction. Le procédé de base décrit ci-dessus peut être affiné du fait de le mettre en oeuvre en des endroits successifs à l'intérieur du vaisseau, moyennant des recentrages automatiques. Dès lors qu'une première représentation en secteurs du vaisseau a été réalisée, il est aisé de calculer les coordonnées de son centre de gravité G (par exemple en prenant la moyenne des abscisses et des ordonnées des pixels de la première marque locale et, chosissant ce point G comme nouveau point initial, de reprendre la totalité du procédé décrit ci- dessus afin de déterminer une deuxième marque locale optimisée et un angle Doppler optimisé. Ce perfectionnement du procédé permet d'offrir une marge plus grande, dans le choix du point initial, pour l'opérateur qui peut ainsi bénéficier d'un centrage automatique à l'intérieur du vaisseau (par exemple, il devient ainsi possible de pointer, avec la souris de la station de travail près d'une paroi, sans être pénalisé), et il en résulte une meilleure fiabilité des résultats (déviation standard inférieure à 1 ). On notera que cette première répétition de tout le procédé peut être réitérée, par exemple un nombre de fois prédéterminé pouvant aller jusqu'à 20, ou bien jusqu'à ce qu'une convergence sur un point particulier soit obtenue. Ce dernier point correspond au centre de gravité de toute la trace du vaisseau dans l'image échographique et pas seulement à celui de la première marque locale déduite du choix du premier point initial par l'opérateur. Il ne s'agit alors plus d'une mesure locale, mais de la fourniture du meilleur endroit sur toute la trace du vaisseau, pour en extraire la valeur de l'angle Doppler. Sur l'écran 25 de la figure 8, l'image échographique apparait dans un rectangle 26. Cette image se compose pour l'essentiel d'une image de réflectivité en niveaux de gris (les zones hachurées représentent les niveaux les plus clairs sur la figure, notamment les parois 27 d'une artère). Cette image est constituée d'une juxtaposition de lignes RF -dont on a pris l'enveloppe- enregistrées côte à côte afin de recouvrir la zone d'intérêt (mode B). Une échelle des niveaux de gris est indiquée en 28, au bas de la figure, du niveau le plus sombre, 29, jusqu'au niveau le plus clair, 31. On établit une cartographie de la distribution des vitesse du sang (dans l'artère visible au centre de l'image), en superposant à cette image de réflectivité une image dynamique (au cours du cycle cardiaque), en fausses couleurs, dont l'échelle de couleurs correspond à l'échelle des vitesses instantanées observée selon une rèlge de correspondance donnée (intensité de couleur proportionnelle à la vitesse, couleur fonction du signe de la vitesse). Sur la figure, l'échelle des couleurs, 32, comporte le zéro en son milieu et représente par exemple les vitesses négatives à la partie basse en bleu, du foncé vers le clair en partant du zéro et les vitesses positives en rouge à la partie haute, le rouge virant au jaune pour les vitesses positives les plus élevées. La partie colorée, dans l'image 26 se situe à l'intersection d'une sous fenêtre en trait interrompu 33 avec l'intérieur d'un vaisseau sanguin, soit la zone 34. Des options choisies pour la représentation de l'image échographique sont indiquées dans des cadres à droite de la figure, notamment: GRE pour: image de niveaux de gris, COL pour: image dynamique en couleurs superposées, CUR pour: représentation du segment (13, respectivement 13') indiquant la direction du flux sanguin (au point Pil, respectivement Pi2), STE pour: mode d'angulation électronique automatique de la direction de tir échographique, DAopt pour possibilité de choix d'un angle Doppler (DAopt = ' en l'occurrence). Pour l'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon l'invention, le déroulement des opérations est le suivant: - Tout d'abord, l'opérateur sélectionne un point initial dans la zone 34, soit Pil. - La pente a du segment 13 est calculée automatiquement selon le procédé décrit plus haut et le segment 13 s'imprime sur l'image, le point Pil se trouvant à l'intersection du segment 13 avec la direction de tir échographique 35. - La valeur de l'angle Doppler DA1 est éventuellement affichée sur l'écran 25 (de façon non représentée). - Le processeur 101 (figure 1) calcule: IDA1 - DAoptI = AO et modifie électroniquement et de façon automatique la direction de tir de la valeur AG pour la faire passer de la position 35 à la position 35' pour laquelle l'angle Doppler DA2 est très voisin de DAopt. - Après vérification par l'opérateur que le tir 35' se situe bien dans la zone d'intérêt du vaisseau, l'opérateur sélectionne un nouveau point initial Pi2 et déclenche à nouveau la mesure automatique de l'angle Doppler DA2. En variante, la mise en oeuvre du procédé selon l'invention peut être rendue entièrement automatique en prenant, pour le point Pi2, le point d'intersection des droites 13 et 35', dont les coordonnées sont calculées par le microprocesseur spécialisé 101. Encore une autre variante consiste à choisir le centre de rotation, qui transforme la droite 35 en la droite 35', au point Pil, ce qui apporte l'avantage de conserver exactement la même zone de vaisseau sanguin sous interrogation échographique. La précision accrue que la présente invention apporte à la mesure de la vitesse du sang dans les vaisseaux est précieuse pour de multiples applications en échographie vasculaire dont les principales sont: la correction automatique de l'échelle des vitesses en mode dit CVI (Colour Velocity Imaging, en anglais), soit l'échelle 32 de la figure 8, ou encore l'échelle des vitesses sur un spectre Doppler pour qu'elle contienne la dynamique des vitesses observées selon l'axe du vaisseau sanguin. Une autre application intéressante de l'invention est la mesure précise de la distribution des vitesses dans un vaisseau sanguin le long de ladite ligne de tir échographique optimale, encore nommée: profil de vitesse instantané, et la détermination du débit sanguin instantané, encore nommé: flux sanguin, par intégration spatiale subséquente sur la section instantanée du vaisseau. Par correction multiplicative par: sin DA, il est encore possible, grâce à l'invention, d'accéder à la mesure précise des déplacements des parois du vaisseau sanguin, ces déplacements s'effectuant selon une direction en substance perpendiculaire à celle des globules sanguins. ANNEXE 1: Bornes d'intégration pour chaque configuration de secteur triangulaire. ligne 1: a0 = y(xm)/xM y(xm) = y(xM) a1 = y(xm)/xm a2 = y(xm)/xM b2 = a3 = 0 b3 = y(xm) ligne 2: a0 = MIN[y(xm), y(xM)] / xm xM = xm a1 = MAX[y(xm), y(xM)] / xm a2 = b2 = a3 = b3 = 0 ligne 3: a = a1 = b2 = 0 xm = 0 a2 = y(xM)/xM a3 = [y(xM)-y(xm)] / xM b3 = y(xm) ligne 4: a0 = a2 = b2 = 0 y(xM) = O a1 = y(xm)/xm a3 = -y(xm) / xM-xm b3 = y(xm)-a3 x xm ligne 5: a0 = b3 = 0 y(xm) = O a1 = y(xM)/xM a2 = y(xM)/(xM-xm) b2 = -a2 x xm a3 = y(xM)/xM lignes 6 et 7: a0 = y(xm)/xm ou y(xM)/xM y(xm) a1 = y(xM)/xM ou y(xm)/xm a2 = [y(xM)-y(xm)]/(xM-xm) ou y(xM)/xM y(xM)Xxm / xM b2 = y(xm)-a2 x xm ou 0 a3 = y(xM)/xM ou [y(xM)-y(xm)]/(xM-xm) b3 = 0 ou y(xm)-a3 x xm ANNEXE 2: Expressions à calculer (dans ce tableau, s += x signifie ajouter x à s) ligne 1: sn += y(xm) x (xM - xm)/2 y(xm) = y(xM) sx += y(xm) X (xM - xm) x (xM + xm)/6 sy += y(xm)2 x (xM - xm)/3 sxy += y(xm)2 x (xM - xm) x (xM + xm)/8 sx2 += y(xm) X (xM3 - xm3)/12 _____ _ sy2 += y(xm)3 x (xM - xm)/4 ligne 2: YMAX = MAX[y(xm), y(xM)] xM = xm YMIN = MIN[y(xm), y(xM)] sn +=xm x (YMAX - YMIN)/2 sx += xm x (YMAX - YMIN)/3 sy += xm2 x (YMAX - YMIN) x (YMAX + YMIN)/6 sxy += xm x (YMAX - YMIN) x (YMAX + YMIN)/8 sx2 += xm3 x (YMAX - YMIN)f4 sy2 += xm x (YMAX3 - YMIN)/12 ligne 3: sn += xM x y(xm)/2 xm = 0 sx += xM2 x y(xm)/6 sy += xM x y(xm) x [y(xM) + y(xm)]/6 sxy += xM2 y(xm) x [2 x y(xM) + y(xm)]/24 sx2 += xM3 x y(xm)/12 sy2 += xM x yxm) 2 x [y(xM) + y(xM) x y(xm) + y(xm)2]/12 ligne 4: sn + = xM x y(xm)/2 y(xM) = 0 sx += xM x y(xm)2x (xM + xm)/6 sy += xM x y(xm) /6 sxy += xM x y(xm) x (x + 2 x xm)/24 2 sx2 += xM x y(xm) x (xM + xM x xm + xm)/12 sy2 += xM x y(xm)3/12 ligne 5: sn += xm x y(xM)/2 y(xm) = 0 sx += xm x y(xM) x (xM + xm)/6 sy += xm x y(xM)2/6 sxy += xm xy(xM) x (2xxM + xm)/24 sx2 += xm x y(xM) x (xM2 + xM x xm + xm2)/12 sy2 += xm X y(xM)3/12 lignes 6 et 7: sn += [xm x y(xM) - xM x y(xm)]/2 y(xm) x [2 x xM x y(xM) + xm X y(xM) y(xM) x xm/xM + xM x y(xm) + 2 x xm x y(xm)]/24 multiplier sx2 += [xm X y(xM) - xM x y(m)] chaque x (xM + xMx xm + xm)/12 expression sy2 += [xm x y( Revendications: 1. Procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal formé par la direction d'une ligne de tir échographique optimale et l'axe d'un vaisseau sanguin dans une image d'échographie ultrasonore sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels en niveaux de gris, et partiellement en couleurs relativement au flux sanguin sur un écran d'affichage, à partir de la désignation préalable d'un point initial situé à proximité de l'axe de ce vaisseau, comportant les étapes suivantes: 1) une première mesure automatique de l'angle Doppler DA1 pour une direction de tir selon une première position angulaire prédéterminée par rapport aux bords dudit écran d'affichage, 2) la comparaison dudit angle Doppler DA1 à une valeur optimale préétablie d'angle Doppler DAopt qui résulte en une valeur d'angle-différence A8 = IDAopt - DAlI, 3) une correction électronique automatique de la direction du tir échographique de la valeur AO pour le faire passer de ladite première position à une deuxième position qui procure un angle Doppler DA2 très voisin de DAopt, 4) une deuxième mesure automatique de l'angle Doppler DA2, très voisin de DAopt, pour une direction de tir selon ladite deuxième position. 2. Procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon la revendication 1, pour lequel DAopt a une valeur préétablie comprise entre 59 et 61 degrés. 3. Procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon la revendication 1 ou 2 selon lequel les étapes 1) et 4) de mesure automatique de l'angle Doppler DA comportent les sous-étapes suivantes: a) un premier lancer de rayons isotrope depuis ledit point initial, lesdits rayons parcourant l'image d'échographie ou une sous image pour fournir un histogramme des niveaux de gris de points sélectionnés régulièrement répartis le long desdits rayons, b) la mise en oeuvre d'un algorithme de traitement d'image, appliqué audit histogramme pour classer les niveaux de gris desdits points sélectionnés en au moins deux classes CL1, CL2,..., deux classes adjacentes étant séparées par des seuils T1, T2,..., exprimés en niveaux de gris et l'une des classes CLi bornée par le seuil inférieur Ti_1 étant représentative des parois des vaisseaux sanguins dans ladite image, c) un deuxième lancer de rayons depuis ledit point initial, selon lequel le niveau de gris de chaque point de chaque rayon est comparé au seuil Ti_1 et chaque rayon est borné au premier point d'extrémité P1 rencontré dont le niveau de gris est égal ou supérieur à Ti_1, et qui résulte en une représentation dudit vaisseau sanguin sous forme d'une première marque locale composée de secteurs triangulaires ayant en commun ledit point de départ à l'intérieur de ladite première marque locale, d) la détermination de la pente a de l'axe d'inertie de ladite première marque locale, pour les N pixels, de coordonnées x(n) et y(n) de ladite première marque locale, par: a = -2(S) x(n) y(n) (S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n) + 14((S)x(n)y(n))2 + kS)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n))2 o (S) signifie: n=N n=1 e) et le calcul de l'angle Doppler par: DA = Arc tg (a). 4. Procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon l'une des revendications 1 à 3 comportant l'étape de validation supplémentaire qui consiste à ne valider la valeur de l'angle Doppler DA que pour un coefficient de corrélation r des pixels de ladite première marque locale supérieur à un seuil Rm de valeur prédéterminée comprise entre 0 et 1 avec: r =N(S)x(n)y(n) (S)x(n)(S)y(n) r=- yN(S)x(n)x(n) - (S)x(n)(S)x(n) FN(S)y(n)y(n) (S)y(n)(S)y(n) o (S) signifie: n=N E n=l 5. Procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon l'une des revendications 1 à 4 caractérisé en ce que les termes qui servent au calcul de la pente a de l'axe d'inertie et du coefficient de corrélation r sont calculés pour chaque secteur triangulaire formé par deux rayons dont les extrémités ont pour coordonnées xm, y(xm) et xM, y(xM) à partir de la formule analytique suivante: x=xm y=alx x=xM y=a3x+b3 sf = f f f(x,y)dx dy + f f f(x,y)dx dy x=0 y=aOx x=xm y=a2x+b2 dans laquelle on donne à la fonction f(x,y) les valeurs successives suivantes: 1; x; xy; xx; yy, et aux coefficients aO, a1, a2, b2, a3, b3 des jeux de valeurs qui ne dépendent que des coordonnées desdits points d'extrémité des deux rayons, avec 6 jeux de valeurs possibles associés à 6 classses de secteurs triangulaires différentes respectivement. 6. Procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon l'une des revendications 3 à 5, caractérisé en ce qu'il comporte, pour l'étape 1) et/ou 4) une étape supplémentaire de positionnement qui consiste à déterminer par calcul le centre de gravité G de ladite première marque locale puis à sélectionner ledit centre de gravité G comme nouveau point initial optimisé pour une détermination optimisée de l'angle Doppler lors de ladite étape 1), respectivement 4) de mesure automatique de l'angle Doppler DA. 7. Application du procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal DAOpt selon l'une des revendications 1 à 6 selon lequel l'évolution de la distribution des vitesses au cours du temps dans la tranche de vaisseau insonnifiée en mode M est représentée, sur un écran prévu à cet effet, sous la forme d'un histogramme affichant la dynamique des vitesses en fonction du temps, dit Spectre Doppler, comportant l'étape supplémentaire qui consiste à corriger automatiquement l'échelle des vitesses représentées sur ledit Spectre Doppler pour qu'elle contienne la dynamique des vitesses observées selon l'axe dudit vaisseau sanguin. 8. Application du procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal DAopt selon l'une des revendications 1 à 6 à la mesure précise de la distribution des vitesses dans ledit vaisseau sanguin le long de ladite ligne de tir échographique optimale, encore nommée: profil de vitesse instantané et à la détermination du débit sanguin instantané, encore nommé: flux sanguin, par intégration spatiale subséquente sur la section instantanée du vaisseau. 9. Application du procédé d'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal DAopt selon l'une des revendications 1 à 6 à la mesure précise des déplacements des parois dudit vaisseau sanguin. 10. Agencement pour l'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal formé par la direction d'une ligne de tir échographique optimale et l'axe d'un vaisseau sanguin dans une image d'échographie ultrasonore sous forme d'une image en niveaux de gris, et partiellement en couleurs, relativement au flux sanguin, à partir de la désignation préalable d'un pixel initial situé à proximité de l'axe de ce vaisseau, cet agencement comportant: - un écran comportant l'image échographique sous forme d'une matrice bidimensionnelle de pixels, - une mémoire pour stocker les valeurs de niveaux de gris et de couleurs de l'image échographique sous la forme d'une matrice de niveaux de pixels, - des moyens de pointage dudit pixel initial sur l'image, - des moyens de calcul, ayant accès à ladite mémoire et audit pixel initial, les moyens de calcul étant agencés pour effectuer: 1) une première mesure automatique del'angle Doppler DA1 pour une direction de tir selon une première position angulaire prédéterminée par rapport aux bords dudit écran d'affichage, 2) la comparaison dudit angle Doppler DA1 à une valeur optimale préétablie d'angle Doppler DAopt qui résulte en une valeur d'angle-différence AO = IDAopt - DAlI, 3) une correction électronique automatique de la direction du tir échographique de la valeur AO pour le faire passer de ladite première position à une deuxième position qui procure un angle Doppler DA2 très voisin de DAopt, 4) une deuxième mesure automatique de l'angle Doppler DA2, très voisin de DAopt, pour une direction de tir selon ladite deuxième position. 11. Agencement pour l'acquisition automatique de l'angle Doppler optimal selon la revendication 10 selon lequel lesdits moyens de calcul sont agencés pour mesurer automatiquement l'angle Doppler par: a) un premier lancer de rayons isotrope depuis ledit point initial, lesdits rayons parcourant toute l'image d'échographie pour fournir un histogramme des niveaux de gris de points sélectionnés régulièrement répartis le long desdits rayons, b) la mise en oeuvre d'un algorithme de traitement d'image, appliqué audit histogramme pour classer les niveaux de gris desdits points sélectionnés en au moins deux classes CL1, CL2,...., deux classes adjacentes étant séparées par des seuils T1, T2,..., exprimés en niveaux de gris et l'une des classes CLi bornée par le seuil inférieur Ti1 étant représentative des parois des vaisseaux sanguins dans ladite image, c) un deuxième lancer de rayons depuis ledit pixel initial, selon lequel le niveau de gris de chaque point de chaque rayon est comparé au seuil Ti_1 et chaque rayon est borné au premier point d'extrémité Pi rencontré dont le niveau de gris est égal ou supérieur à Ti-1, et qui résulte en une représentation dudit vaisseau sanguin sous forme d'une première marque locale composée de secteurs triangulaires ayant en commun ledit point de départ à l'intérieur de ladite première marque locale, d) la détermination de la pente a de l'axe d'inertie de ladite première marque locale, pour les N pixels, de coordonnées x(n) et y(n) de ladite première marque locale, par: a =-2(S)x(n) y(n) (S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n) + 14(S)x(n) y(n))2 + ((S)x(n)x(n) - (S)y(n)y(n))2 o: n=N (s) E n=l e) et le calcul de l'angle Doppler par: DA = Arc tg (a).