Brevet FR2889757A1 — publié le 20070216

PROCEDE ET DISPOSITIF POUR MESURER DES STRUCTURES ANATOMIQUES Cette invention concerne de façon générale des systèmes de diagnostic médical. En particulier, la présente invention concerne des procédés et un dispositif pour acquérir et traiter des jeux de données de diagnostic pour identifier l'emplacement de la transition entre différents types de tissus et entre des tissus et du sang. La maladie artérielle coronaire (coronary artery disease ou CAD) a de nombreuses causes connues. La détection et le traitement précoces d'une maladie artérielle coronaire occlusive significative avant un infarctus est un but important dans la réduction des conséquences ultérieures d'une maladie artérielle coronaire. De nombreuses variables contribuent à la santé vasculaire et peuvent s'avérer utiles dans la recherche de marqueurs précoces d'individus à risque. Par exemple, l'échocardiographie a la capacité de mesurer l'un des plus importants des marqueurs précoces, la charge arthérosclérotique. La charge arthérosclérotique peut être mesurée de façon brute durant l'échocardiographie transoesophagienne de l'artère-aorte. De plus, comme cela se fait habituellement dans la pratique clinique, la détection de la plaque est, au mieux, qualitative, ce qui rend peu probable que des données fiables puissent être dérivées pour une détection précoce de l'athérosclérose pré-clinique. Ce qui a été étudié beaucoup plus soigneusement est le balayage aux ultrasons en mode B à haute définition des artères carotides avec une mesure de l'épaisseur intima-média (intima-medial thickness ou IMT). Ce test a été un élément principal des études épidémiologiques de la malade coronaire et cérébrovasculaire pendant des décennies. D'excellentes données documentent la validité de l'utilisation des résultats de la carotide pour prévoir l'état de la situation coronaire, et l'épaisseur intima- média de la carotide permet tout à la fois de détecter des patients avec une maladie développée que de prévoir avec précision des événements cardiaques et cérébro-vasculaires futurs. Des mesures d'épaisseur intima- média de la carotide se sont avérées fournir des données incrémentielles à la prédiction de risque traditionnelle basée sur des données cliniques. Il s'agit du seul test d'imagerie recommandé par l'American Heart Association dans ce but. L'imagerie par ultrasons permet une mesure précise de l'épaisseur totale intima et média d'artères périphériques de tailles importante et moyenne telles que les artères carotide, fémorale ou radiale. Un procédé connu pour mesurer l'épaisseur intima-média est basé sur l'imagerie en mode B à haute définition. Une mesure manuelle répétée et dont on établit la moyenne est relativement facile à effectuer, mais dépend de l'opérateur et a une médiocre reproductibilité. Une mesure précise avec une excellente reproductibilité ne peut être obtenue qu'en utilisant des procédés automatiques assistés par ordinateur. Cependant, dans certains cas, il peut être difficile de visualiser clairement la structure intima-média et de mesurer l'épaisseur intimamédia avec un examen aux ultrasons en mode B standard. Ces difficultés peuvent être provoquées par des problèmes techniques, la présence d'une accumulation de plaque, ou certaines pathologies ou d'autres maladies. L'épaisseur intima-média est définie comme étant la distance entre l'interface conduit-intima (intima-conduit) et l'interface médiaadventice (adventice-média). Ces interfaces ne sont bien définies que pour la paroi postérieure, où il y a une interface évidente entre le conduit de vaisseau anéchoïque et l'intima échogène, et entre la média hypoéchoïque et l'adventice échogène. Même lorsque l'épaisseur intima- média antérieure est bien visualisée, sa mesure reste dépendante du gain et peu fiable. Les mesures d'épaisseur intima-média proximales ne sont fiables et reproductibles que lorsqu'elles sont effectuées sur les images renforcées par contraste. Dans une réalisation, un procédé pour mesurer une épaisseur d'une partie d'un vaisseau à couches multiples basé sur au moins une trame d'image de diagnostic médical effectué à l'aide d'un dispositif à ultrasons intégré est proposé. Le procédé comprend, pour chaque coordonnée x, la détermination d'une coordonnée y le long d'une interface entre chaque couche du vaisseau, comprenant la détermination d'une coordonnée Y d'un centre d'un centre intima-média (intima-média center ou IMC), la détermination de la coordonnée Y d'interface adventice- média, la détermination de la coordonnée Y d'interface intima-conduit, la détermination pour chaque coordonnée X de la coordonnée Y d'interface conduit-intima, la détermination de la coordonnée Y d'interface médiaadventice, la détermination d'une épaisseur d'au moins une couche de vaisseau à l'aide de coordonnées X et Y d'interfaces de couche respectives, et la délivrance en sortie de l'épaisseur à un afficheur. Dans une autre réalisation, un dispositif à ultrasons intégré comprend un émetteur pour émettre des signaux à ultrasons dans une zone concernée, un récepteur pour recevoir des signaux d'écho à partir des signaux à ultrasons émis, une mémoire pour mémoriser trame d'image comprenant les signaux d'écho, forme d'onde et de synchronisation de d'électrocardiogramme (electro-cardiograph ECG), un processeur d'image au nombre automatiquement au moins l'une parmi une interface conduit-intima et une interface média-adventice d'une paroi de vaisseau, et une sortie pour délivrer en sortie configuré pour traiter d'au moins une afin au moins une une unité de déclenchement gating ou ladite trame d'identifier une information en fonction d'une sortie dudit processeur. Le processeur peut être configuré de façon à synchroniser automatiquement une sélection de trames d'image avec une partie pouvant être sélectionnée d'au moins une information de cycle cardiaque et une forme d'onde de déclenchement d'électro-cardiogramme externe. Le processeur peut être également configuré pour renforcer une interface conduit-intima et/ou une interface média-adventice. Dans un mode de réalisation, le processeur est de plus configuré pour: calculer un histogramme d'intensité d'une région concernée de l'image, ladite image étant référencée par rapport à un système de coordonnées cartésiennes; déterminer une ligne centrale d'adventice à l'aide dudit histogramme d'intensité et d'une intensité moyenne de l'adventice calculée à l'aide dudit histogramme d'intensité ; renforcer une interface média-adventice (311) en fonction d'une limite de l'adventice déterminée; déterminer une deuxième valeur d'axe de l'interface conduit-intima correspondant à une première valeur d'axe de l'adventice; et renforcer l'interface conduit-adventice. La sortie précitée peut être configurée de façon à afficher la trame d'image simultanément auxdites mesures d'épaisseur intima-média. Le processeur peut être également configuré pour: demander à un utilisateur un signal indicatif de l'approbation ou de la désapprobation de la sortie; et si le signal indique une approbation, sauvegarder la sortie dudit processeur dans une unité d'archivage (74) du dispositif à ultrasons intégré. Le processeur peut être configuré de façon à 35 identifier ladite interface parmi une interface conduit- intima et une interface médiaadventice en fonction d'au moins une trame unique, une moyenne sur une pluralité de trames ou une moyenne sur une pluralité de trames synchronisées avec un point spécifique pouvant être sélectionné du cycle cardiaque. La sortie précitée peut comprendre une information d'étalonnage d'affichage d'image automatique. Le processeur peut encore être configuré pour: recevoir une entrée concernant un agent de contraste qui est utilisé durant le balayage; et modifier au moins un paramètre d'initialisation indicatif de l'agent de contraste utilisé. Dans encore une autre réalisation, on propose un procédé pour mesurer l'épaisseur d'une partie d'un vaisseau à couches multiples. Le procédé comprend la sélection d'une région concernée (region-of-interest ou ROI), la région concernée comprenant au moins une trame d'image et une partie d'une trame d'image, le calcul d'un histogramme d'intensité de la région concernée sélectionnée, la normalisation de valeurs d'intensité de trame d'image en fonction de l'histogramme calculé, l'application d'un lissage de façon latérale le long de l'image dans une direction du vaisseau, et l'application d'un filtre médian de 3 x 3 à la région concernée de façon itérative, la première itération commençant à partir du pixel supérieur gauche de la région concernée, et chaque itération suivante déplaçant le point de départ d'un pixel vers le bas par rapport à l'axe x et d'un pixel vers la gauche par rapport à l'axe y. Le procédé comprend également la détermination d'un décalage entre un vecteur d'intensité correspondant à la coordonnée x et un vecteur d'intensité correspondant à la coordonnée x-1 à l'aide d'un maximum d'une fonction de corrélation croisée, calculée pour chaque coordonnée x, la détermination d'un motif moyen (Averaged Pattern ou AP) et d'un motif moyen inversé (Inversed Averaged Pattern ou IAP) à l'aide d'une moyenne le long de l'axe x de tous les vecteurs d'intensité le long de la région concernée, en tenant compte du décalage entre les vecteurs moyens, le motif moyen étant évalué dans la direction ascendante de l'axe x et le motif moyen inversé étant évalué dans la direction descendante de l'axe x, et la détermination d'un décalage entre le motif moyen et le premier vecteur dans la région concernée à l'aide d'un maximum d'une fonction de corrélation croisée entre le motif moyen et le premier vecteur dans la région concernée. Le procédé comprend de plus la détermination d'un décalage entre le motif moyen inversé et le dernier vecteur dans la région concernée à l'aide d'un maximum d'une fonction de corrélation croisée entre le motif moyen inversé et le dernier vecteur dans la région concernée, la détermination de la coordonnée Y du centre intima-média (IMC) comme étant un maximum de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé, où, si la région concernée comprend une adventice antérieure et postérieure, le centre intima-média antérieur est déterminé comme étant un maximum global sur la première moitié du vecteur de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé et on trouve que le centre intima-média postérieur est un maximum global sur la deuxième moitié du vecteur de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé, et, si la zone concernée comprend seulement une adventice antérieure ou postérieure, il est déterminé que le centre intima-média est un maximum global sur l'ensemble du vecteur de la deuxième dérivée du motif moyen/motif inversé. Le procédé comprend de plus la détermination d'un motif en cours (Running Pattern ou RP) et du motif en cours inversé (Inversed Running Pattern ou IRP) pour chaque coordonnée X, le motif en cours étant calculé pour chaque coordonnée X comme étant une moyenne le long de l'axe x des vecteurs d'intensité à l'intérieur de la fenêtre de la taille de fenêtre (Window Size ou WS) spécifique, en tenant compte du décalage entre des vecteurs voisins, le motif en cours étant évalué dans la direction ascendante de l'axe x, le motif en cours inversé étant évalué dans la direction descendante de l'axe x, la détermination, pour chaque coordonnée X, d'un décalage en cours (Running Shift ou RS) entre le vecteur de zone concernée et le motif en cours correspondant à la coordonnée X en cours et du décalage moyen (Averaged Shift ou AS) entre le vecteur de zone concernée correspondant à la coordonnée X en cours et le motif moyen, le décalage en cours et le décalage moyen étant déterminés comme un maximum de la fonction de corrélation croisée entre le vecteur de région concernée et le motif en cours et, pour les premiers région concernée, le et le motif moyen, respectivement, vecteurs de taille de fenêtre de la décalage en cours et le décalage moyen étant trouvés comme de corrélation croisée concernée et le motif en inversé, respectivement, étant un maximum de la fonction entre le vecteur de région cours inversé et le motif moyen la détermination, pour chaque coordonnée X, de la coordonnée Y du centre de l'intima-média comme étant un maximum de la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à la coordonnée X en cours, où, pour les premiers vecteurs de taille de fenêtre de la région concernée, on applique le motif en cours inversé, et, pour les vecteurs restants dans la région concernée, on applique le motif en cours, et la détermination, pour chaque coordonnée X, de la coordonnée Y d'interface adventice-média comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche avant la coordonnée de centre intima-média antérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X. Le procédé comprend également la détermination, pour 2889757 8 chaque coordonnée X, de la coordonnée Y d'interface intima-conduit comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche après la coordonnée de centre intima-média antérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X, la détermination, pour chaque coordonnée X, de la coordonnée Y d'interface conduit-intima comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche avant la coordonnée de centre intima-média postérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X, et la détermination, pour chaque coordonnée X, d'une coordonnée Y d'interface média-adventice comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche après la coordonnée de centre intima-média postérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X. La présente invention sera mieux comprise à la lecture de la description détaillée suivante, faite en référence aux dessins joints, dans lesquels: la figure 1 est un schéma général d'un système à ultrasons construit selon une réalisation de la présente invention; la figure 2 est un schéma général d'un exemple d'un système à ultrasons construit selon une autre réalisation de la présente invention; la figure 3 est une vue schématique d'une coupe longitudinale d'un exemple d'artère qui peut être balayée à l'aide du système à ultrasons représenté en figure 1; la figure 4 est un exemple d'image à échelle de grille renforcée par contraste produite à partir de données d'ultrasons brutes qui sont acquises par le système représenté en figure 1; la figure 5 est un graphique d'un exemple de tracé d'un motif moyen (AP) qui comprend une adventice antérieure et une adventice postérieure; et la figure 6 illustre un exemple de procédé pour la mesure automatique de l'épaisseur intima-média moyenne agrégée à partir d'une image en 2 dimensions d'un vaisseau sanguin rempli d'un agent de contraste aux ultrasons. Dans des cas dans lesquels l'épaisseur intima-média antérieure devrait être mesurée, ou dans lesquels il est difficile de visualiser clairement l'intima postérieure avec un examen aux ultrasons en mode B standard, par exemple à cause de problèmes techniques, de la présence d'une accumulation de plaque, ou d'une certaine pathologie ou d'une autre maladie, l'imagerie aux ultrasons en mode B renforcée par contraste des parois du vaisseau est effectuée par administration d'un bol d'agent de contraste intraveineux pour les ultrasons, et par balayage du vaisseau rempli d'agent de contraste à l'aide d'un dispositif de balayage qui a été optimisé pour ce mode d'imagerie. Ce procédé permet une quantification de l'épaisseur intima-média (IMT) moyenne agrégée de la paroi proche et lointaine de la carotide ou d'un quelconque autre vaisseau contenant un agent de contraste. La figure 1 est un schéma général d'un système à ultrasons construit selon une réalisation de la présente invention Le système comprend un transducteur 11 connecté à un émetteur 12 et à un récepteur 14. Le transducteur 11 émet des impulsions ultrasoniques et reçoit des échos à partir de structures à l'intérieur d'un volume ou d'une image d'ultrasons balayé 16. La mémoire 20 mémorise des données d'ultrasons venant du récepteur 14, dérivées à partir du volume ou de l'image d'ultrasons balayé 16. L'image ou le volume 16 peut être obtenu à l'aide de différentes techniques (par exemple, balayage en trois dimensions, imagerie en trois dimensions en temps réel, balayage de volume, balayage en deux dimensions avec des transducteurs comportant des capteurs de positionnement, balayage manuel utilisant une technique de corrélation de voxels, des transducteurs à deux dimensions ou un réseau de matrices, et analogues). Le transducteur 11 est déplacé, par exemple le long d'un trajet linéaire ou en forme d'arc, tout en balayant une région concernée (ROI). Les plans de balayage 18 sont mémorisés dans la mémoire 20, puis transmis à un convertisseur de balayage 42. Le convertisseur de balayage 42 synchronise des modules du système à ultrasons 10. Dans certaines réalisations, le transducteur 11 peut obtenir des lignes à la place des plans de balayage 18, et la mémoire 20 peut mémoriser des lignes obtenues par le transducteur 11 à la place des plans de balayage 18. Le convertisseur de balayage 42 peut mémoriser des lignes obtenues par le transducteur 11 à la place des plans de balayage 18. Le convertisseur de balayage 42 crée une tranche de données à partir d'un plan de balayage 18 unique. La tranche de données est mémorisée dans la mémoire de tranches 44, puis transmise au processeur vidéo 50 et à l'afficheur 67. Le système 10 peut faciliter la mesure d'une structure anatomique à l'intérieur de la région concernée dans au moins l'un parmi un mode en temps réel, un mode à gel de trame, un mode de fonctionnement en boucle cinématique, un mode de lecture de magnétoscope, et un mode de lecture de trame en boucle ou de trame unique d'archive interne de dispositif à ultrasons. Une unité de forme d'onde et de synchronisation de déclenchement d'électro-cardiogramme intégrée 68 est couplée à la peau d'un patient (non représentée). L'unité de forme d'onde et de synchronisation de déclenchement d'électro-cardiogramme 68 utilise une pluralité d'électrodes 70 pour mesurer un courant électrique traversant le corps d'un patient. Le courant électrique correspond à l'activité électrique des muscles cardiaques du patient, ou à la contraction et au relâchement de ceux-ci. Ce courant est utilisé pour identifier une partie cyclique du cycle cardiaque, de façon à permettre ainsi à des données de vaisseau sanguin d'être acquises durant des intervalles qui correspondent sensiblement à une partie sensiblement similaire du cycle cardiaque lorsque le vaisseau sanguin est dans une position sensiblement uniforme. Un outil de mesure et de détection de bordure automatique incorporé dans un post-processeur et calculateur de mesure d'épaisseur intima-média 72 peut recevoir des données d'image brutes et/ou des données converties de balayage pour identifier des structures d'un vaisseau sanguin et déterminer automatiquement des épaisseurs de ces structures. Le post- processeur et calculateur de mesure d'épaisseur intima-média 72 peut également recevoir des données d'archives à partir d'une archive de données 74, telle qu'un magnétoscope (VCR) et/ou une unité de saisie de trame interne de lecture de magnétoscope, ou un autre dispositif de mémorisation de données, qui est disposé localement vis-à-vis du système 10, intégré au système 10, ou qui est disposé à distance du système 10 et auquel on accède sur un réseau de données (non représenté). Le post- processeur et calculateur de mesure d'épaisseur intima-média 72 peut transmettre des signaux de renforcement à l'afficheur 67 pour produire des interfaces déterminées par un tracé avec une intensité de pixels plus élevée et/ou un renforcement de fausse couleur d'interfaces déterminées pour aider un opérateur à déterminer une sortie précise. Le post- processeur et calculateur de mesure d'épaisseur intima-média 72 transmet également, par exemple, un tracé des interfaces conduit-intima et média- adventice, une valeur d'épaisseur intima-média moyenne basée sur la totalité des points qui ont été détectés, un écart-type de toutes les mesures de valeur d'épaisseur intima-média, des valeurs additionnelles dérivées du jeu de données de mesure, telles qu'un point maximal et un point minimal. De plus, un graphique est positionné d'une façon pouvant être sélectionnée pour afficher la valeur de l'épaisseur intima-média en fonction de l'emplacement le long du vaisseau, ou en fonction du temps à l'intérieur d'un cycle cardiaque, et est basé d'une façon pouvant être sélectionnée sur une trame unique, ou la moyenne en est établie sur plusieurs cycles cardiaques à l'aide d'une synchronisation avec le déclenchement d'électrocardiogramme pour produire des pics d'image à partir d'un point spécifique du cycle cardiaque. Les sorties ci-dessus sont délivrées à l'unité d'affichage 67 et fondues à l'image originale, pour la visualisation et l'approbation par l'utilisateur. L'utilisateur attribue les noms du site anatomique où la mesure a été effectuée (à savoir la carotide commune gauche) et visualise le tracé automatique des lignes intima-média et du reste de l'information ci-dessus, puis approuve ou désapprouve les résultats. Si l'utilisateur approuve les résultats qui sont affichés sur l'écran, les valeurs qui sont affichées seront disposées dans une base de données de mesure dans le dossier d'examen du patient dans l'unité d'archivage 74. Le jeu de valeurs sera attribué et associé à l'emplacement anatomique qui a été défini au préalable par l'utilisateur. Si l'utilisateur désapprouve les résultats, ils sont effacés, permettant à l'utilisateur d'effectuer une nouvelle mesure ou de sortir de la fonction de mesure. L'écran de résultats avec la superposition de l'information d'épaisseur intima-média ci-dessus, comprenant les tracés, peut être mémorisé dans l'unité d'archivage 74 pour une récupération ultérieure. Lorsque des valeurs de mesure et des images sont sauvegardées dans l'unité d'archivage 74, une unité de génération de rapport 76 génère d'une façon qui peut être sélectionnée un rapport complet à l'aide d'un gabarit de rapport préparé prédéterminé pour afficher les mesures, les images sauvegardées et d'autres commentaires de l'utilisateur. Dans l'exemple de réalisation, l'unité de génération de rapport 76 est illustrée comme étant une partie du calculateur 72. Dans une autre réalisation, l'unité de génération de rapport 76 est une unité séparée ou une partie d'une autre unité du système 10. Un paramètre de sensibilité ajustable par l'utilisateur fait varier la sensibilité de l'algorithme au bruit ou au tissu mou dans un balayage en temps réel, ou sur une boucle gelée ou récupérée, pour améliorer la délimitation des structures par un positionnement correct du tracé tel que l'opérateur le perçoit. Cet ajustement permet à l'utilisateur d'améliorer une qualité d'image dégradée par une plaque molle ou d'autres parasites. Le paramètre de sensibilité ajustable par l'utilisateur permet également l'ajustement à un niveau qui facilite la délimitation des bordures de la plaque afin de mesurer l'épaisseur de la plaque plutôt que la seule épaisseur intima-média. Le système 10 peut se synchroniser sur une quelconque partie de la forme d'onde de déclenchement d'électrocardiogramme venant de l'unité de déclenchement d'électro- cardiogramme incorporée 68 ou d'une forme d'onde de déclenchement d'électro-cardiogramme externe. Le positionnement de synchronisation est préréglable et automatique, mais il peut également être ajusté manuellement. Pour faciliter des résultats répétables, la mesure d'épaisseur intima-média est effectuée en un point fixe dans le temps par rapport à la forme d'onde de déclenchement d'électrocardiogramme, par exemple durant la fin de diastole. La synchronisation est sélectionnée par l'utilisateur de façon à être basée sur la détection de mouvement de paroi de vaisseau ou sur la forme d'onde de déclenchement d'électro-cardiogramme. Le même algorithme d'épaisseur intima-média est utilisé, dans ce cas, pour délimiter les deux parois du vaisseau (antérieure et postérieure). Grâce à la mesure de la distance de la paroi en fonction du temps, il est possible de suivre la pulsatilité du vaisseau, et de synchroniser la sélection de trame pour la mesure de l'épaisseur intima-média d'une façon similaire à la synchronisation avec la forme d'onde de déclenchement d'électrocardiogramme. Lors de l'acquisition d'une boucle, le calcul d'épaisseur intima-média est effectué sur différentes trames le long du cycle cardiaque, pour afficher un jeu instantané de mesures pour chaque division de temps, par rapport à la forme d'onde de synchronisation. Les points de division dans le temps peuvent être prédéterminés par l'utilisateur. Ceci permet, par exemple, le calcul automatique de la contractilité ou de l'élasticité d'épaisseur intima-média ou de l'épaisseur de plaque. Durant une boucle cinématique relativement longue qui comprend N cycles cardiaques, un mode à tranches multiples est utilisé pour effectuer la moyenne de l'épaisseur intima-média en des points spécifiques dans le temps par rapport à la forme d'onde de synchronisation sur un certain nombre de boucles afin d'accroître la précision. Des images utilisées pour la mesure peuvent être des images d'ultrasons "de données brutes", ou traitées par une technique de réduction de bruit spéciale (par exemple l'imagerie à réduction de taches (speckle reduction imaging ou SRI)). La figure 2 est un schéma général d'un exemple de système à ultrasons construit selon une autre réalisation de la présente invention. Le système à ultrasons 100 comprend un émetteur 102, qui attaque un groupement d'éléments 104 à l'intérieur d'un transducteur 106 pour émettre des signaux ultrasoniques pulsés dans un corps. Une variété de géométries sont utilisées. Les signaux ultrasoniques sont rétro-diffusés à partir de structures dans le corps, telles que des globules sanguins ou du tissu musculaire, de façon à produire des échos, qui reviennent vers les éléments 104. Les échos sont reçus par un récepteur 108. Les échos reçus sont transmis par l'intermédiaire d'un dispositif de formation de faisceau 110, qui effectue une formation de faisceau et délivre en sortie un signal HF. Le signal HF traverse ensuite un processeur HF 112. D'une autre façon, le processeur HF 112 peut comprendre un démodulateur complexe (non représenté) qui démodule le signal HF pour former des paires de données IQ représentatives des signaux d'échos. Les données de signal HF ou IQ peuvent être acheminées directement vers une mémoire tampon HF/IQ 114 pour une mémorisation temporaire. Le système à ultrasons 100 comprend également un processeur de signal 116 pour traiter l'information d'ultrasons acquise (à savoir des données de signal HF ou des paires de données IQ) et préparer des trames d'information d'ultrasons pour l'affichage sur le système d'affichage 118. Le processeur de signal 116 est adapté pour effectuer une ou plusieursopérations de traitement selon une pluralité de modalités d'ultrasons pouvant être sélectionnées sur l'information d'ultrasons acquise. L'information d'ultrasons acquise est traitée en temps réel durant une session de balayage lorsque les signaux d'échos sont reçus. De plus, ou d'une autre façon, l'information d'ultrasons est mémorisée temporairement dans la mémoire tampon HF/IQ 114 durant une session de balayage, et traitée en un temps inférieur au temps réel dans une opération en utilisation ou hors-ligne. Le système à ultrasons 100 peut acquérir de façon continue une information d'ultrasons à une fréquence de trame qui dépasse cinquante trames par seconde, ce qui est la fréquence de perception approximative de l'oeil humain. L'information d'ultrasons acquise est affichée sur le système d'affichage 118 à une fréquence plus lente. Une mémoire tampon d'images 122 est incluse pour mémoriser les trames traitées d'information d'ultrasons acquises qui ne sont pas programmées pour être affichées immédiatement. La mémoire tampon d'images 122 a une capacité suffisante pour mémoriser au moins une quantité de plusieurs secondes de trames d'information d'ultrasons. Les trames d'information d'ultrasons sont mémorisées de façon à faciliter la récupération de celles-ci en fonction de leur ordre ou de leur temps d'acquisition. La mémoire tampon d'images 122 peut comprendre tout support de mémorisation de données connu. La figure 3 est une vue schématique d'une coupe longitudinale d'un exemple d'artère 300 qui peut être balayée à l'aide d'un système à ultrasons 10 représenté en figure 1. Dans l'exemple de réalisation, l'artère 300 comprend trois couches, une intima 302, une média 304 et une adventice 306, qui définissent une cavité tubulaire à l'intérieur de celles-ci, appelée ici conduit 307. Au moins certaines maladies connues peuvent provoquer l'épaississement d'une ou plusieurs de ces couches et/ou produire un revêtement de plaque. Par exemple, l'intima 302 ou la média 304 peuvent s'épaissir à cause d'une lésion. De façon caractéristique, la sclérose artérielle peut provoquer l'épaississement de l'intima 302. De plus, l'hypertension peut provoquer l'épaississement de la média 304. Par conséquent, des maladies respectives sont évaluées par la mesure de l'épaisseur de l'intima 302, de l'épaisseur de la média 304, ou par une mesure combinée de l'épaisseur intima-média (IMT) 308. Pour faciliter la mesure des épaisseurs des différentes couches, une interface entre les couches est utilisée, par exemple sur un côté antérieur de l'artère 300, une interface conduit-intima 309, une interface intima-média 310, et une interface média-adventice 311, et, sur un côté postérieur de l'artère 300, une interface conduit-intima 312, une interface intima-média 314, et une interface média- adventice 316. Dans certains cas, l'épaisseur intima-média antérieure devrait mesurée, ou il est difficile de visualiser clairement l'intima postérieure dans un examen aux ultrasons en mode B standard. Dans de tels cas, une image d'ultrasons en mode B à contraste renforcé des parois du vaisseau est acquise. Un bol d'agent de contraste intraveineux pour ultrasons est administré au patient, et le faisceau rempli d'agent de contraste est balayé à l'aide d'un dispositif de balayage qui a été optimisé pour ce mode d'imagerie. Ce procédé permet la quantification de l'épaisseur intima-média (IMT) moyenne agrégée de la paroi proche et lointaine de la carotide ou d'un quelconque autre vaisseau contenant un agent de contraste. Lors du balayage d'un vaisseau contenant un agent de contraste, l'outil de mesure et de détection de bordure automatique permet une identification et une mesure précises et reproductibles de l'épaisseur combinée des couches intimale et médiale, y compris de tout épaississement de paroi, formation de plaque, et agrandissement du conduit du fait d'une plaque résiduelle et du réseau de vasa vasorum qui se trouve à l'intérieur des régions adventice/média/intima des artères. Lors d'un balayage, un utilisateur sélectionne une région concernée (ROI) 318 qui comprend une partie d'une paroi antérieure 320 et/ou une partie d'une paroi postérieure 322 d'un vaisseau, tel qu'une artère 300. Un utilisateur peut sélectionner une deuxième région concernée 324 qui comprend tout à la fois une partie de la paroi antérieure 320 et une partie de la paroi postérieure 322 du vaisseau, si le balayage doit être effectué à l'aide d'une synchronisation de mouvement de tissu. La synchronisation de mouvement de tissu et la synchronisation de déclenchement d'électro-cardiogramme (ECG) permet l'évaluation de trames capturées en un temps fixe par rapport à un mouvement d'oscillation d'un tissu, comme, par exemple, une paroi veineuse ou artérielle, et une paroi cardiaque, en un temps fixe par rapport à un cycle cardiaque. Dans l'exemple de réalisation, la mesure d'épaisseur intima-média est effectuée en un point dans le temps fixe pouvant être sélectionné par rapport à la forme d'onde de déclenchement d'électro-cardiogramme, par exemple durant la fin de diastole. Le système 10 peut se synchroniser sur n'importe quelle partie de la forme d'onde de déclenchement d'électro- cardiogramme reçue à partir de l'unité de déclenchement d'électro- cardiogramme incorporée ou à partir d'une forme d'onde de déclenchement d'électro-cardiogramme externe. L'emplacement de synchronisation peut être présélectionné et automatique, mais il est ajusté manuellement. La synchronisation décrite ci-dessus est sélectionnée par un utilisateur de façon à être basée sur une détection de mouvement de paroi de vaisseau plutôt que sur une forme de déclenchement d'électro-cardiogramme. Le même algorithme d'outil de mesure et de détection de bordure automatique est utilisé, dans ce cas, pour délimiter les deux parois de l'artère 300 (antérieure 320 et postérieure 322). Grâce à la mesure de la distance entre la paroi antérieure 320 et la paroi postérieure 322 en fonction du temps, il est possible de suivre la pulsatilité de l'artère 300, et de synchroniser la sélection de trame pour une mesure d'épaisseur intimamédia de façon similaire à la synchronisation vis-à-vis de la forme d'onde de déclenchement d'électro-cardiogramme. Le système 10 peut recevoir des données d'image à une définition supérieure à celle que l'affichage est susceptible d'afficher. Par exemple, le système 10 est susceptible d'obtenir des images avec une définition de 1200 pixels par pouce (1 pouce = 2,54 cm), mais l'afficheur 67 peut n'être capable que d'afficher 400 pixels par pouce (1 pouce = 2, 54 cm). Le système 10 peut utiliser des images à la définition de l'afficheur pour mesurer l'épaisseur intima-média et peut faire effectuer d'une façon pouvant être sélectionnée un zoom à l'afficheur 67 pour utiliser la totalité de la définition de 1200 pixels par pouce (1 pouce = 2,54 cm) disponible dans l'image reçue. Cette caractéristique de zoom facilite une mesure d'épaisseur intima-média précise. Le système 10 est également configuré pour détecter un réglage de zoom pour chaque trame de données d'image, par exemple, des données en temps réel, des données archivées, et des données saisies par trame à partir d'une lecture de magnétoscope. Un utilisateur peut récupérer des données de trame d'image à partir d'une pluralité de sources de données de trame d'image, telles que des données brutes de données en temps réel, des données pré-traitées de données en temps réel, des données de gel de trame, des données de boucle cinématiques, et/ou des données de lecture de magnétoscope. Lors de la revisualisation de données de trame d'image à partir de différentes sources collectées à des trames de temps largement variables, chaque trame d'image est mémorisée sous un réglage de définition différent par rapport à chaque autre trame d'image. Une corrélation de trame d'image dans le temps est utilisée lors de la réalisation d'un diagnostic, ce qui fait que la visualisation de trames d'image à des réglages de définition différents peut provoquer la production d'erreurs. Le système 10 peut lire de façon sélective le réglage de définition et le réglage de zoom de chaque trame d'image et modifier automatiquement le réglage de définition et/ou le réglage de zoom de chaque trame d'image de telle sorte qu'ils correspondent entre eux à un réglage pouvant être sélectionné préféré par l'utilisateur. Dans différentes réalisations, pour faciliter l'imagerie et la détermination de l'épaisseur intima-média du vaisseau, un agent de contraste est injecté dans le vaisseau avant ou pendant un balayage. Généralement, l'agent de contraste est injecté dans le flux sanguin traversant le vaisseau, tel que l'artère 300, pour faciliter l'amélioration de la visibilité des vaisseaux sanguins et la délimitation des bordures de vaisseaux. L'agent de contraste peut également améliorer la visibilité et la délimitation de la "plaque molle", qui est nonréfléchissante (ou, autrement dit, qui a une ombre grise très sombre), et qui est difficile à distinguer du conduit rempli de sang environnant. L'agent de contraste facilite la réflexion du son par le sang, ce qui fait que le sang apparaît sous la forme d'une ombre grise plus claire et que la plaque molle relativement plus sombre devient plus facile à distinguer et visible dans l'image d'ultrasons. La figure 4 est un exemple d'image d'échelle de gris 40 produite à partir de données d'ultrasons brutes qui sont acquises par le système 10 (représenté en figure 1). L'image 400 est générée à partir de données d'ultrasons brutes après conversion de balayage, de données brutes avant conversion de balayage, ou à partir de n'importe quelle image de données de pixel contenant un motif intima-média visible 310 et 314, une région de faible intensité qui sépare deux zones de forte intensité, telles que le conduit 307, contenant un agent de contraste, et une adventice 306. La figure 5 est un graphique 500 d'un exemple de tracé 502 d'un motif moyen (AP), qui, dans l'exemple de réalisation, comprend une adventice antérieure 504 et une adventice postérieure 506. Le motif moyen est calculé comme étant une moyenne le long de l'axe x de tous les vecteurs d'intensité dans la région concernée, tenant compte du décalage entre les vecteurs voisins. Le motif moyen est évalué dans la direction ascendante de l'axe x. La figure 6 illustre un exemple de procédé 600 pour la détection automatique d'interfaces conduit-intima et média-adventice. Un processus ou algorithme du procédé 600 utilise une image produite à partir de données d'ultrasons brutes par conversion de balayage, ou peut être appliqué à des données brutes avant conversion de balayage, ou est appliqué à n'importe quelle image de données de pixel, par exemple une image de données de pixel qui comprend un motif intima-média à double ligne visible. Le procédé 600 comprend l'injection d'un agent de contraste dans le vaisseau sanguin pour faciliter l'amélioration de la visibilité et de la délimitation des parois de vaisseau. Lorsque l'on utilise un agent de contraste, une pluralité de paramètres d'initialisation sont modifiés, ou des paramètres additionnels sont établis pour indiquer à l'algorithme d'épaisseur intima-média qu'un agent de contraste est utilisé, ainsi que les caractéristiques concernant l'agent de contraste particulier utilisé. Le procédé 600 comprend la sélection en 602 d'une région concernée (ROI) lorsque la région concernée comprend au moins l'une parmi une trame d'image et une partie d'une trame d'image, et le calcul, en 604, d'un histogramme d'intensité de la région concernée sélectionnée. Une région concernée sélectionnée par l'utilisateur devrait comprendre une partie d'un conduit 307 et d'une adventice 306 (représentée en figure 3). Des valeurs d'intensité de trame d'image sont normalisées, en 606, en fonction de l'histogramme calculé. Un lissage utilisant, par exemple, un filtre à réponse d'impulsion finie (finite impulse response ou FIR) est appliqué, en 608, latéralement le long de l'image dans la direction d'une artère, telle que l'artère 300 (représentée en figure 3), par exemple un axe x qui est sélectionné par rapport à une orientation de l'artère 300. L'orientation de l'axe x est indépendante de l'orientation de l'artère vue dans un afficheur. Dans l'exemple de réalisation, l'orientation de l'artère correspond à un axe x horizontal, tel que l'axe 407. Dans d'autres réalisations, l'artère est orientée selon une quelconque direction par rapport à l'axe x. Un filtre médian de 3 x 3 est appliqué, en 610, à la région concernée extraite de façon itérative, la première itération commençant à partir du pixel supérieur gauche de la région concernée, et chaque itération suivante déplaçant le point de départ d'un pixel vers le bas par rapport à l'axe x et d'un pixel vers la gauche par rapport à l'axe y. Un décalage entre les vecteurs (le long de la direction du vaisseau, à savoir de l'axe x dans le vaisseau représenté en figure 4) est déterminé, en 612, comme maximum de la fonction de corrélation croisée, calculé pour chaque coordonnée x, entre le vecteur d'intensité correspondant à la coordonnée x et le vecteur d'intensité correspondant à la coordonnée (x-1). Un motif moyen (AP) et un motif moyen inversé (IAP) sont déterminés en 614. Le motif moyen et le motif moyen inversé peuvent contenir une ou plusieurs adventices antérieure et postérieure. Le motif est calculé comme étant une moyenne le long de l'axe x de tous les vecteurs d'intensité dans la région concernée, en tenant compte du décalage entre les vecteurs voisins. Le motif moyen est évalué dans la direction ascendante de l'axe x. Le motif moyen inversé est évalué dans la direction descendante de l'axe x. Un décalage entre le motif moyen et le premier vecteur dans la région concernée est déterminé en 616, et le décalage entre le motif moyen inversé et le dernier vecteur dans la région concernée en déterminé en 618 comme étant un maximum de la fonction de corrélation croisée entre le motif moyen/motif moyen inversé avec le premier ou le dernier vecteur dans la région concernée, respectivement. La coordonnée Y du centre intima-média (IMC) est déterminée en 620 comme étant un maximum de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé. Lorsque la région concernée contient tout à la fois l'adventice antérieure et postérieure, le centre intima-média antérieur est déterminé, en 620, comme étant un maximum global sur la première moitié du vecteur de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé, et le centre intima-média postérieur est trouvé comme étant le maximum global de la deuxième moitié du vecteur de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé. Si la région concernée ne contient que l'adventice antérieure ou postérieure, le centre d'intima-média est trouvé comme étant le maximum global sur l'ensemble du vecteur de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé. Le motif en cours (RP) et le motif en cours inversé (IRP) pour chaque coordonnée X est déterminé en 622. Le motif en cours est calculé pour chaque coordonnée X comme étant une moyenne le long de l'axe x des vecteurs d'intensité à l'intérieur de la fenêtre de la taille de fenêtre (WS) spécifique, en tenant compte du décalage entre les vecteurs voisins. Le motif en cours est évalué dans la direction ascendante de l'axe x. Le motif en cours inversé est évalué dans la direction descendante de l'axe x. Pour chaque coordonnée X, le décalage en cours (RS) entre le vecteur de région concernée et le motif en cours correspondant à la coordonnée X en cours, et le décalage moyen (AS) entre le vecteur de région concernée correspondant à la coordonnée X en cours et le motif 2889757 24 moyen, sont déterminés en 624. Le décalage en cours et le décalage moyen sont trouvés comme étant un maximum de la fonction de corrélation croisée entre le vecteur de région concernée et le motif en cours et le motif moyen, respectivement. Pour les premiers vecteurs de taille de fenêtre de la région concernée, le décalage en cours et le décalage moyen sont trouvés comme étant un maximum de la fonction de corrélation croisée entre le vecteur de région concernée et le motif en cours inversé et le motif moyen inversé, respectivement. Pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y du centre d'intima-média qui est le maximum de la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à la coordonnée X en cours est déterminée en 626. Pour les premiers vecteurs de taille de fenêtre de la région concernée, le motif en cours inversé est appliqué, et, pour le reste des vecteurs dans la région concernée, le motif en cours est appliqué. Lorsque la région concernée contient tout à la fois l'adventice antérieure et postérieure, le centre intima-média antérieur est trouvé comme étant un maximum global sur la première moitié du vecteur de la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé, et le centre intima-média postérieur est trouvé comme étant un maximum global sur la deuxième moitié du vecteur de la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé. Si la région concernée ne contient que l'adventice antérieure ou postérieure, le centre intima- média est trouvé comme étant un maximum global sur l'ensemble du vecteur de la deuxième dérivée du motif en cours/motif en cours inversé. Une recherche du maximum global est effectuée de façon récurrente, jusqu'à ce que l'une des conditions suivantes soit vraie. 1) La différence entre la coordonnée du centre intima-média, trouvée sur le motif en cours ou le motif en cours inversé correspondant à la coordonnée X en cours et corrigée par le décalage en cours, et la coordonnée du centre intima-média trouvée sur le motif moyen ou le motif moyen inversé et corrigée par le décalage moyen, est inférieure à une certaine valeur; 2) La différence entre la coordonnée du centre intimamédia, trouvée sur le motif en cours ou le motif en cours inversé correspondant à la coordonnée X en cours, et la coordonnée du centre intima-média, trouvée sur le motif en cours ou le motif en cours inversé correspondant à la coordonnée (X-1), est inférieure à une certaine valeur. Si aucune de ces conditions n'est vraie, la valeur du maximum global est remplacée par zéro, et la recherche continue. Pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y de l'interface adventice-média est déterminée en 628 comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche avant la coordonnée de centre intima-média antérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X. Pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y d'interface intima-conduit est déterminée en 630 comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche après la coordonnée de centre intima-média antérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X. Pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y d'interface conduit-intima est déterminée, en 632, comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche avant la coordonnée de centre intima-média postérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X. Pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y d'interface média- adventice est déterminée, en 634, comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche après la coordonnée de centre intima-média postérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X. Un effet technique de différentes réalisations de la présente invention est d'identifier et de mesurer automatiquement une structure anatomique, telle qu'une paroi de vaisseau sanguin dans un vaisseau contenant un agent de contraste. De façon caractéristique, le système capture des trames d'image de données d'ultrasons représentant une région concernée. Dans une réalisation de la présente invention, des structures d'un vaisseau sanguin contenant un agent de contraste sont localisées, identifiées et mesurées. Différents procédés d'affichage de la sortie de la structure et différentes mesures peuvent être sélectionnés pour faciliter le diagnostic. Bien que différentes réalisations de la présente invention aient été décrites en se référant à un dispositif de balayage à ultrasons intégré configuré pour mesurer automatiquement l'épaisseur intima-média dans un vaisseau sanguin, de nombreuses autres applications sont prévues. Il est prévu que le procédé et les systèmes selon la présente invention soient appliqués à d'autres modalités d'imagerie, telles que 1'IRM, et à une structure anatomique autre qu'un vaisseau sanguin. Les systèmes et les procédés décrits ci-dessus pour quantifier automatiquement l'épaisseur intima-média moyenne agrégée de la paroi proche et lointaine d'un vaisseau contenant un agent de contraste à l'aide d'un dispositif de balayage à ultrasons intégré sont efficaces du point de vue des coûts et sont hautement fiables pour faciliter le contrôle et le diagnostic d'une maladie. Plus particulièrement, les procédés et les systèmes décrits ici facilitent l'identification et la détermination d'une épaisseur, par exemple, de parois de vaisseau sanguin avec un dispositif de balayage à ultrasons intégré. En résultat, les procédés et les systèmes décrits ici facilitent la réduction des coûts de soin de santé d'une façon efficace vis-à-vis des coûts et fiable. Des exemples de réalisations de procédés et de systèmes à ultrasons intégrés en temps réel sont décrits ci-dessus en détail. Cependant, les systèmes ne sont pas limités aux réalisations spécifiques décrites ici, mais, au contraire, des composants de chaque système sont utilisés indépendamment et séparément d'autres composants décrits ici. Chaque composant de système peut également être utilisé en combinaison avec d'autres composants de système. LISTE DES PARTIES Système à ultrasons 10 Transducteur 11 Emetteur 12 Récepteur 14 Volume 16 Plans de balayage 18 Mémoire 20 Convertisseur de balayage 42 Mémoire de tranches 44 Processeur vidéo 50 Afficheur 67 Unité de déclenchement d'électro-cardiogramme 68 Unité de forme d'onde et de synchronisation 68 Unité de forme d'onde et de synchronisation 68 Electrodes 70 Calculateur de mesure d'épaisseur 72 Unité d'archivage 74 Unité de génération de rapport 76 Système à ultrasons 100 Emetteur 102 Eléments 104 Transducteur 106 Récepteur 108 Dispositif de formation de faisceau 110 Processeur HF 112 Mémoire tampon HF/IQ 114 Processeur de signal 116 Système d'affichage 118 Mémoire tampon d'image 122 Artère 300 Intima 302 Média 304 Adventice 306 Conduit 307 Epaisseur (épaisseur intima-média) 308 Interface conduitintima 309 Interface intima-média 310 Interface intima-adventice 311 Interface conduit-intima 312 Interface intima-média 314 Interface médiaadventice 316 Région concernée (ROI) 318 Paroi antérieure 320 Paroi postérieure 322 Deuxième région concernée 324 Image 400 Axe 407 Graphique 500 Tracé 502 Adventice antérieure Adventice postérieure Procédé Sélection Calcul Normalisées Appliqué Appliqué Déterminé Déterminé Déterminé Déterminé Déterminée Déterminé Déterminés Déterminée Déterminée Déterminée Déterminée Déterminée REVENDICATIONS 1. Dispositif à ultrasons intégré (10), comprenant: un émetteur (12) pour émettre des signaux d'ultrasons dans une zone concernée; un récepteur (14) pour recevoir des signaux d'échos à partir des signaux d'ultrasons émis; une mémoire (44) pour mémoriser au moins une trame d'image comprenant les signaux d'échos; une unité de forme d'onde et de synchronisation de déclenchement d'électro-cardiogramme (ECG) (68) ; un processeur (116) configuré pour: acquérir une image d'ultrasons d'une partie du vaisseau à couches multiples (300), le vaisseau contenant des agents de contraste d'ultrasons; et déterminer automatiquement une épaisseur intima-média (308) de l'image renforcée par contraste à l'aide d'un algorithme s'exécutant sur le processeur; et une sortie pour transmettre l'épaisseur intima-média déterminée. 2. Dispositif à ultrasons intégré selon la revendication 1, dans lequel ledit processeur est de plus configuré de façon à synchroniser automatiquement une sélection de trames d'image avec une partie pouvant être sélectionnée d'au moins une information de cycle cardiaque et une forme d'onde de déclenchement d'électro- cardiogramme externe. 3. Dispositif à ultrasons intégré selon la revendication 1, dans lequel ledit processeur est de plus configuré pour renforcer au moins une interface conduit- intima (309) ou une interface média-adventice (311). 4. Dispositif à ultrasons intégré selon la revendication 3, dans lequel ledit processeur est de plus configuré pour: calculer un histogramme d'intensité d'une région concernée (318) de l'image au nombre d'au moins une, ladite image étant référencée par rapport à un système de coordonnées cartésiennes; déterminer une ligne centrale d'adventice à l'aide dudit histogramme d'intensité et d'une intensité moyenne de l'adventice calculée à l'aide dudit histogramme d'intensité ; renforcer une interface média-adventice (311) en fonction d'une limite de l'adventice déterminée; déterminer une deuxième valeur d'axe de l'interface conduit-intima correspondant à une première valeur d'axe de l'adventice; et renforcer l'interface conduit-adventice. 5. Dispositif à ultrasons intégré selon la revendication 1, dans laquelle ladite sortie est configurée de façon à afficher ladite trame d'image auxdites mesures d'épaisseur intima-média. 6. Dispositif à ultrasons intégré selon la revendication 1, dans lequel ledit processeur est de plus configuré pour: demander à un utilisateur un signal indicatif de l'approbation ou de la désapprobation de la sortie; et si le signal indique une approbation, sauvegarder la sortie dudit processeur dans une unité d'archivage (74) du dispositif à ultrasons intégré. 7. Dispositif à ultrasons intégré selon la revendication 1, dans lequel ledit processeur est de plus configuré de façon à identifier ladite interface parmi une interface conduit-intima (309) et une interface médiaadventice (311) en fonction d'au moins une trame unique, une moyenne sur une pluralité de trames ou une moyenne sur une pluralité de trames synchronisées avec un point spécifique pouvant être sélectionné du cycle cardiaque. 8. Dispositif à ultrasons intégré selon la revendication 1, dans laquelle ladite sortie comprend une information d'étalonnage d'affichage d'image automatique. 9. Dispositif à ultrasons intégré selon la revendication 1, dans lequel ledit processeur est de plus configuré pour: recevoir une entrée concernant un agent de contraste qui est utilisé durant le balayage; et modifier au moins un paramètre d'initialisation indicatif de l'agent de contraste utilisé. 10. Procédé (600) pour mesurer une épaisseur d'une partie d'un vaisseau à couches multiples en fonction d'au moins une trame d'image de diagnostic médical à l'aide d'un dispositif à ultrasons intégré (10), ladite trame d'image comprenant un axe x (407) qui est orienté le long d'un bord inférieur de la trame d'image de façon sensiblement parallèle à une intima-média (304) de la structure anatomique et un axe y qui est orienté le long d'un bord situé le plus à gauche et perpendiculaire au premier axe, le procédé comprenant: sélectionner (602) une région concernée (ROI) 318, la région concernée comprenant au moins une trame d'image ou une partie d'une trame d'image; calculer (604) un histogramme d'intensité de la région concernée sélectionnée; normaliser (606) des valeurs d'intensité de trame d'image en fonction de l'histogramme calculé ; appliquer (608) un lissage latéralement le long de l'image dans une direction du vaisseau; appliquer (610) un filtre médian de 3 x 3 à la région concernée de façon itérative, la première itération commençant à partir du pixel supérieur gauche de la région concernée, et chaque itération suivante déplaçant le point de départ d'un pixel vers le bas par rapport à l'axe x et d'un pixel vers la gauche par l'axe y; déterminer (612) un décalage entre un vecteur d'intensité correspondant à la coordonnée x et un vecteur d'intensité correspondant à la coordonnée x- 1 en utilisant un maximum d'une fonction de corrélation croisée, calculée pour chaque coordonnée x; déterminer (614) un motif moyen (AP) et un motif moyen inversé (IAP) en utilisant une moyenne le long de l'axe x de tous les vecteurs d'intensité dans la région concernée, en tenant compte d'un décalage entre les vecteurs voisins, le motif moyen étant évalué dans la direction ascendante de l'axe x et le motif moyen inversé étant évalué dans la direction descendante de l'axe x; déterminer (616) un décalage entre le motif moyen et le premier vecteur dans la région concernée en utilisant un maximum d'une fonction de corrélation croisée entre le motif moyen et le premier vecteur dans la région concernée; déterminer (618) un décalage entre le motif moyen inversé et le dernier vecteur dans la région concernée en utilisant un maximum d'une fonction de corrélation croisée entre le motif moyen inversé et le dernier vecteur dans la région concernée; déterminer (620) la coordonnée Y du centre intima-média (IMC) comme étant un maximum de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé, le centre intima-média antérieur, si la région concernée comprend des adventices antérieure et postérieure, étant déterminé comme étant un maximum global sur la première moitié du vecteur de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé et le centre intima-média postérieur étant trouvé comme étant un maximum global sur la deuxième moitié du vecteur de la deuxième dérivée du motif moyen/motif moyen inversé, et, si la région concernée ne comprend qu'une adventice antérieure ou postérieure, le centre intima-média étant déterminé comme étant un maximum global de l'ensemble du vecteur de la deuxième dérivée du motif moyen/motif inversé ; déterminer (622) un motif en cours (RP) et le motif en cours inversé (IRP) pour chaque coordonnée X, le motif en cours étant calculé pour chaque coordonnée X comme étant une moyenne le long de l'axe x des vecteurs d'intensité à l'intérieur de la fenêtre de la taille de fenêtre (WS) spécifique, en tenant compte d'un décalage entre les vecteurs voisins, le motif en cours étant évalué dans la direction ascendante de l'axe x, le motif en cours inversé étant évalué dans la direction descendante de l'axe x; déterminer (624) pour chaque coordonnée X, un décalage en cours (RS) entre le vecteur de région concernée et le motif en cours correspondant à la coordonnée X en cours, et le décalage moyen (AS) entre le vecteur de région concernée correspondant à la coordonnée X en cours et le motif moyen, le décalage en cours et le décalage moyen étant déterminés comme un maximum de fonction de corrélation croisée entre le vecteur de région concernée et le motif en cours et le motif moyen, respectivement, pour les premiers vecteurs de taille de fenêtre de la région concernée, le décalage en cours et le décalage moyen étant trouvés comme étant un maximum de la fonction de corrélation croisée entre le vecteur de région concernée et le motif en cours inversé et le motif moyen inversé, respectivement; déterminer (626), pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y du centre d'intima-média comme étant un maximum de la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à la coordonnée X en cours, le motif en cours inversé étant appliqué pour les premiers vecteurs de taille de fenêtre de la région concernée, et le motif en cours étant appliqué pour les vecteurs restants de la région concernée; déterminer (628), pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y d'interface adventice-média comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche avant la coordonnée de centre intima-média antérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X; déterminer (630), pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y d'interface intima-conduit comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche après la coordonnée de centre intima-média antérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X; déterminer (632), pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y d'interface conduit-intima comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche avant la coordonnée de centre intima-média postérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X; et déterminer (634), pour chaque coordonnée X, la coordonnée Y d'interface média-adventice comme étant la coordonnée du point de passage au zéro le plus proche après la coordonnée de centre intima-média postérieur trouvée sur la deuxième dérivée du motif en cours ou du motif en cours inversé correspondant à chaque coordonnée X.