Brevet FR3164618A1 — publié le 20260123

La présente divulgation propose un appareil et un procédé d’imagerie échographique en temps réel du cœur d’un être vivant à différents moments précis du cycle cardiaque afin d’extraire des paramètres qui sont indicateurs de la morphologie et de la fonction du cœur, tels que la rigidité du myocarde du cœur. Afin de simplifier la routine clinique et réduire le temps de l’examen, la présente divulgation propose d’utiliser une unique sonde ultrasonore configuré pour générer une image ultrasonore anatomique du cœur pour positionner la sonde (IM_BMODE), pour générer un signal de déclenchement d’acquisition d’images ultrasonores (GEN_SIG) afin de synchroniser les mesures échographiques sur un moment précis du cycle cardiaque et pour acquérir une séquence d’images ultrasonores du cœur utilisées (IMA_US) pour quantifier un ou plusieurs paramètres biomécaniques liés à la morphologie et la fonction du cœur (QUANT_PARAM). Figure de l’abrégé : Figure 2 Procédé et dispositif d’imagerie ultrasonore déclenchée de manière contrôlée à un moment d’intérêt d’un cycle cardiaque identifié sur un signal ultrasonore physiologique La présente divulgation concerne le domaine d’imagerie ultrasonore du cœur. En particulier, la présente divulgation porte sur un nouvel procédé d’imagerie ultrasonore du cœur utilisant une unique sonde configurée pour réaliser l’imagerie ultrasonore du cœur et générer un signal de déclenchement de l’imagerie ultrasonore à un moment choisi d’un cycle cardiaque. L’imagerie ultrasonore du cœur ou l'échocardiographie est une technique rapide et peu coûteuse qui est couramment utilisée dans la routine clinique pour évaluer la fonction cardiaque, et notamment pour la prise en charge des pathologies cardiaques en raison de sa capacité à effectuer une imagerie du cœur en temps réel. L’échocardiographie permet notamment de déterminer les paramètres morphologiques du cœur et les paramètres fonctionnels du cœur. Parmi les évaluations fonctionnelles, on retrouve notamment l’estimation de la fonction systolique ou diastolique globale, le mouvement régional de la paroi cardiaque. Parmi les évaluations structurelles, l’imagerie permet notamment d’estimer le volume des cavités cardiaques, l’épaisseur des parois cardiaques ou de visualiser des malformations. Afin de suivre et quantifier des phénomènes physiologiques rapides du cœur, une nouvelle technique d’échographie ultrarapide ou imagerie ultrasonore ultrarapide a été développée afin d’augmenter la cadence d’imagerie pour atteindre quelques kilos d’images par seconde [M. Tanter and M. Fink, “Ultrafast imaging in biomedical ultrasound,” IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr . Freq . Control, in press , Jan. 2014]. L’échographie ultrarapide est basée sur l’émission d’ondes non focalisées pour insonifier tout le milieu et la réception des échos provenant de l’ensemble du milieu insonifié. L’absence de focalisation à l’émission entraîne une dégradation de la qualité de l’image échographique en termes de contraste et de résolution. Une solution consiste à émettre plusieurs ondes planes ou divergentes avec différents angles d’inclinaison pour obtenir une focalisation synthétique et à sommer les différents signaux de manière cohérente pour constituer une image composite. La technique d’imagerie ultrarapide a été par exemple utilisée pour imager le flux sanguin dans le ventricule gauche du cœur humain au cours d’un cycle cardiaque, ainsi que le mouvement des tissus de la carotide au cours d’un cycle cardiaque (J. Provost et al. , “3D ultrafast ultrasound imaging in vivo,” Phys. Med. Biol. , vol. 59, no. 19, p. L1, Oct. 2014.). Grâce à l’augmentation de la cadence d’imagerie ou frame rate, l'imagerie ultrasonore cardiaque ultrarapide a permis de développer de nombreuses modalités d’imagerie pour cartographier l’activité cardiaque et caractériser l’état du tissu. Une des principales techniques est l’élastographie qui désigne l’imagerie de l’élasticité du milieu. En imagerie ultrasonore, l’élastographie est basée sur des perturbations mécaniques ou acoustiques, intrinsèques ou extrinsèques au milieu, pour évaluer les caractéristiques d’élasticité propres à ce milieu. L’élastographie active se base, sur la génération d’une onde de cisaillement au sein du milieu, par force de radiation acoustique. L’élastographie passive, quant à elle, se base sur la propagation des ondes naturelles se propageant au sein de l’organe pour remonter aux valeurs d’élasticité du milieu puisque, leur vitesse augmente avec la rigidité du milieu. L’élastographie permet ainsi de caractériser l’état de la paroi cardiaque. Il a été par exemple possible d’imager la propagation des ondes naturelles de cisaillement générées par la fermeture des valves mitrales et aortiques pour mesurer leur vitesse de propagation et de caractériser ainsi l’état tissulaire. L’imagerie ultrasonore ultrarapide permet également d’imager le flux coronaire pour évaluer la perfusion du myocarde. L'imagerie du tenseur de rétrodiffusion permet par exemple de mesurer les orientations des fibres cardiaques. Il est aussi possible d’évaluer la déformation myocardique qui renseigne sur l’état du muscle ou encore l’activité électromécanique du cœur. Quelles que soient les techniques d’imagerie ultrasonore utilisées, les paramètres morphologiques et/ou fonctionnels sont des indicateurs dynamiques qui varient au cours du cycle cardiaque. Il est donc important de synchroniser le moment de l’acquisition des images ultrasonores avec les différents moments du cycle cardiaque à partir d’un signal de déclenchement. Le cycle d’activation successive du cœur qui produit un champ électrique est représenté généralement par un tracé d’électrocardiogramme (ECG). Ce dernier comporte une succession d’ondes P, Q, R, S et T qui se produisent à des moments précis du cycle cardiaque à chaque battement de cœur et sont donc représentatives chacune d’un état de contraction ou de relaxation de la structure cardiaque. Pour l'élastographie cardiaque par ondes de cisaillement, il est par exemple crucial de déclencher l'acquisition des images du cœur lorsque le cœur est dans un état de relaxation ou de contraction, c’est-à-dire dans les phases diastoliques ou systoliques pour évaluer les propriétés cardiaques passives ou actives, respectivement. Pour l'imagerie coronaire, la séquence doit être déclenchée pendant la diastole lorsque les coronaires sont perfusées. Pour évaluer la vitesse des ondes de cisaillement naturelles, la séquence doit être déclenchée avant le début de la relaxation du muscle cardiaque, c’est-à-dire avant l'onde T ou avant le complexe QRS pour évaluer respectivement les vitesses d'onde de fermeture de la valve aortique ou mitrale. Actuellement, le tracé d’électrocardiogramme est couramment utilisé pour générer le signal de déclenchement afin de synchroniser l’acquisition des images ultrasonores avec un moment précis du cycle cardiaque. Il est donc nécessaire de disposer d’un appareil pour acquérir les images ultrasonores et d’un appareil ECG, impliquant un montage plus complexe et plus coûteux. En outre, dans certains cas cliniques, il est nécessaire d’ajouter un second appareil ECG pour suivre l’état cardiaque du patient, requérant une mise en place fastidieuse de nombreuses électrodes. Par ailleurs, pour certains patients, le signal ECG est trop faible et ne permet pas un déclenchement précis et fiable pour l’imagerie ultrasonore. Pour certains patients, le tracé ECG n’est pas forcément disponible car il n’est par exemple pas possible de positionner les électrodes sur la peau du patient. Enfin, dans certains cas, en raison de la force du signal ou de la présence de bruit, l'opérateur doit repositionner les électrodes pour améliorer le signal ECG, rendant l’opération plus longue et plus complexe. Par conséquent, il est essentiel de permettre de synchroniser l’imagerie du cœur sur un signal de déclenchement reproductible, d'accélérer la pratique clinique en simplifiant le mode opératoire et d'éviter la lourdeur du dispositif pour permettre l’intégration de l'imagerie ultrasonore cardiaque dans un environnement clinique. Un but de la présente divulgation est de proposer un dispositif et procédé qui permet de générer un signal de déclenchement reproductible et précis afin de pouvoir synchroniser l’acquisition des images ultrasonores du cœur avec les différents moments du cycle cardiaque. Un autre but de la présente divulgation est de proposer un procédé d’imagerie ultrasonore qui soit peu contraignant pour le patient et d’une utilisation aisée pour le praticien. Résumé La présente divulgation vient améliorer la situation. Il est proposé un procédé d’imagerie ultrasonore d’une région d’intérêt d’un cœur déclenchée à un moment d’intérêt du cycle cardiaque, le procédé comprenant : - une première étape d’acquisition (ACQ_DATA) au cours de laquelle une succession de tirs d’ondes ultrasonores sont émis par une sonde ultrasonore, chacun des tirs comprenant des ondes ultrasonores transmises dans ladite région d’intérêt du cœur par ladite sonde ultrasonore et des données brutes relatives aux ondes ultrasonores rétrodiffusées acquises par ladite sonde ultrasonore, - une étape de génération d’images (GEN_IMA_BMODE) au cours de laquelle une séquence de premières images ultrasonores anatomiques est générée en continu à partir d’une partie desdites données brutes; - une étape de calcul d’un profil temporel (CALC_PROF) d’un paramètre physiologique du cœur à partir d’une partie desdites données brutes; - chacun des tirs d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour former les images ultrasonores anatomiques étant intercalé entre deux tires d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour générer le profil temporel ; - une étape de détection (DET_MOTIF) d’un motif temporel associé à un moment d’intérêt correspondant à un moment d’activité d’un cycle cardiaque sur ledit profil temporel ; - une étape de génération (GEN_SIG) d’un signal de déclenchement sur la base dudit moment d’intérêt ; - une étape d’imagerie ultrasonore (IMA_US) de la région d’intérêt du cœur déclenchée par ledit signal de déclenchement instantanément ou au moins dans un délai inférieur au cycle cardiaque de manière à synchroniser l’acquisition d’une séquence de secondes images ultrasonores de ladite région d’intérêt du cœur avec un moment d’activité particulier du cycle cardiaque, lesdites secondes images ultrasonores de ladite région d’intérêt étant utilisées pour calculer au moins un paramètre biomécanique du cœur, lesdites secondes images ultrasonores étant générées à partir d’une seconde étape d’acquisition de données brutes par ladite sonde ultrasonore. Les caractéristiques exposées dans les paragraphes suivants peuvent, optionnellement, être mises en œuvre, indépendamment les unes des autres ou en combinaison les unes avec les autres : Le procédé peut comprendre en outre une étape de positionnement de ladite sonde afin d’obtenir une vue particulière du cœur sur la base des images ultrasonores anatomiques générées. Le procédé peut comprendre en outre une étape de localisation au cours de laquelle un point d’intérêt est localisé sur l’image ultrasonore anatomique du cœur et le profil temporel peut être généré audit point d’intérêt. Les données brutes provenant des tirs utilisées pour générer l’image ultrasonore anatomique peuvent être également utilisées pour générer un profil temporel en un point d’intérêt sur l’image anatomique ou le long d’une direction du tir. La cadence de génération du profil temporel peut être comprise entre 40 Hz et 1000 Hz de sorte que la précision du déclenchement est comprise entre 1 ms et 25 ms. Selon un mode de réalisation, l’étape de détection d’un motif temporel associé à un moment d’intérêt correspondant à un moment particulier d’activité d’un cycle cardiaque peut comprendre une sous-étape de corrélation entre ledit profil temporel d’un paramètre physiologique du cœur et un signal ECG préalablement acquis pour extraire ledit motif temporel. Selon un autre mode de réalisation, l’étape de détection d’un motif temporel associé à un moment d’intérêt correspondant à un moment particulier d’activité d’un cycle cardiaque peut comprendre une sous-étape d’analyse dudit profil temporel d’un paramètre physiologique du cœur par une intelligence artificielle pour extraire ledit motif temporel. Le motif temporel peut être représentatif de la trace mécanique des ondes électriques P, Q, R, S ou T d’un signal ECG. Selon un mode de réalisation, le paramètre physiologique du cœur calculé peut être un paramètre lié à la vitesse/accélération des tissus et à la vitesse/accélération du sang. Selon ce mode de réalisation, le motif temporel peut correspondre à une variation temporelle du paramètre physiologique du cœur lié à la vitesse des tissus et peut représenter une onde choisie parmi les ondes A, a’, E, e’, S, s’ où - E est la vitesse maximale de l’écoulement du sang trans-mitrale diastolique précoce ; - e’ est la vitesse annulaire mitrale diastolique au début de la diastole ; - A est la vitesse maximale de l’écoulement du sang trans-mitrale diastolique tardif ; - a’ est la vitesse annulaire mitrale durant la systole auriculaire ; - S est la vitesse diastolique précoce veineuse pulmonaire maximale ; - S’ est la vitesse annulaire systolique maximale. Selon un mode de réalisation, les images ultrasonores anatomiques peuvent être des images en B-Mode pour le positionnement de la sonde. Selon un mode de réalisation, lesdites secondes images de ladite région d’intérêt peuvent être acquises avec une cadence d’imagerie comprise entre 500 Hz et 5000 Hz, de préférence entre 800 Hz et 1500 Hz. Selon un mode de réalisation, l’imagerie ultrasonore pour générer les secondes images ultrasonore peut être une élastographie par ondes de cisaillement. Selon un autre aspect, il est proposé un appareil d’imagerie ultrasonore d’une région d’intérêt d’un cœur déclenchée à un moment d’intérêt du cycle cardiaque, ledit appareil comprenant une sonde ultrasonore et un système de contrôle communiquant avec ladite sonde, ledit système de contrôle étant configuré pour : - émettre une succession de tirs d’ondes ultrasonores par la sonde ultrasonore, chacun des tirs comprenant des ondes ultrasonores transmises dans ladite région d’intérêt du cœur par ladite sonde ultrasonore et des données brutes relatives aux ondes ultrasonores rétrodiffusées acquises par ladite sonde ultrasonore; - générer une séquence de premières images ultrasonores anatomiques en continu à partir d’une partie desdites données brutes; - calculer un profil temporel d’un paramètre physiologique du cœur à partir d’une partie desdites données brutes; - chacun des tirs d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour former les images ultrasonores anatomiques étant intercalé entre deux tires d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour générer le profil temporel ; - détecter un motif temporel associé à un moment d’intérêt correspondant à un moment d’activité d’un cycle cardiaque sur ledit profil temporel ; - générer un signal de déclenchement sur la base dudit moment d’intérêt ; -déclencher une imagerie ultrasonore de la région d’intérêt du cœur instantanément ou au moins dans un délai inférieur au cycle cardiaque par ledit signal de déclenchement de manière à synchroniser l’acquisition d’une séquence de secondes images ultrasonores de ladite région d’intérêt du cœur avec un moment d’activité particulier du cycle cardiaque, lesdites secondes images ultrasonores de ladite région d’intérêt étant utilisées pour calculer au moins un paramètre biomécanique du cœur, lesdites secondes images ultrasonores étant générées à partir d’une seconde étape d’acquisition de données brutes acquises par ladite sonde ultrasonore. D’autres caractéristiques, détails et avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-après, et à l’analyse des dessins annexés, sur lesquels : Fig. 1 FIG. 1 FIG. 1 est une illustration d’un appareil d’imagerie ultrasonore d’une région d’intérêt du cœur selon un mode de réalisation. Fig. 2 FIG. 2 FIG. 2 représente les principales étapes d’un procédé d’imagerie ultrasonore mettant en œuvre l’appareil de la FIG. 1 selon un mode de réalisation. Fig. 3 FIG. 3 FIG. 3 représente (A) une image en B-Mode du myocarde, (B) quatre profils temporels de la vitesse tissulaire mesurée en quatre points d’intérêt représentés respectivement par un carré, un triangle, un rond et une étoile sur l’image en B-Mode et un signal ECG corrélé avec les quatre profils temporels pour identifier un ou plusieurs motifs temporels sur les profils temporels associés aux différents moments particuliers d’activité du cycle cardiaque. Fig. 4 FIG. 4 FIG. 4 représente (A) une image en B-Mode du myocarde, (B) une cartographie de la vitesse tissulaire représentée en fonction du temps et de la profondeur le long d’un tir au cours d’un cycle cardiaque et un signal ECG acquis en parallèle de l’acquisition de la vitesse tissulaire. Fig. 5 FIG. 5 FIG. 5 illustre schématiquement les tirs d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour former les images ultrasonores anatomiques B-Mode et les tirs d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour générer le profil temporel, chacun des tirs d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour former les images ultrasonores anatomiques étant intercalé entre deux tirs d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour générer le profil temporel. Fig. 6 FIG. 6 FIG. 6 illustre schématiquement un profil temporel d’un signal ultrasonore corrélé avec un signal ECG dépendant du temps pour extraire les différents motifs temporels sur le profil temporel afin d’associer les différents motifs temporels aux différents moments particuliers du cycle cardiaque. Fig. 7 FIG. 7 FIG. 7 illustre schématiquement une application du procédé d’imagerie ultrasonore de la FIG. 2 pour réaliser une séquence d’élastographie par ondes de cisaillement, comprenant une première phase au cours de laquelle une image en B-Mode et un profil temporel d’un signal physiologique en un point d’intérêt sur l’image en B-Mode sont générés, permettant ainsi le positionnement de la sonde ultrasonore et la génération d’un signal de déclenchement sur la base d’un motif temporel détecté sur le profil temporel, une deuxième phase d’une séquence d’élastographie par onde cisaillement déclenchée par le signal de déclenchement sur le motif temporel R du profil temporel. Dans les figures, les mêmes références désignent des éléments identiques ou similaires. La présente divulgation propose un appareil et un procédé d’imagerie échographique en temps réel du cœur d’un être vivant à différents moments précis du cycle cardiaque afin d’extraire des paramètres qui sont indicateurs de la morphologie et de la fonction du cœur, tels que la rigidité du myocarde du cœur. Afin de simplifier la routine clinique et réduire le temps de l’examen, la présente divulgation propose d’utiliser une unique sonde ultrasonore contrôlée par un système de contrôle pour générer une image ultrasonore anatomique du cœur pour positionner la sonde, pour générer un signal de déclenchement d’acquisition d’images ultrasonores afin de synchroniser les mesures échographiques sur un moment précis du cycle cardiaque et pour acquérir ainsi une séquence d’images ultrasonores du cœur destinées à quantifier un ou plusieurs paramètres biomécaniques liés à la morphologie et la fonction du cœur. Le procédé et l’appareil d’imagerie ultrasonore décrits ci-dessous peuvent être utilisés par exemple pour observer et mesurer la propagation des ondes de cisaillement pour quantifier de manière non invasive la rigidité du myocarde à différents moments du cycle cardiaque d’un patient. La connaissance de la rigidité permet d’évaluer des propriétés systoliques et diastoliques du muscle, et notamment de diagnostiquer la fonction cardiaque. Le principe de cette technique consiste à appliquer une force de radiation acoustique en focalisant un faisceau ultrasonore dans le cœur pendant quelques microsecondes pour générer des ondes de cisaillements. L’imagerie par ultrasons du tissu cardiaque pendant la propagation de ces ondes de cisaillement permet de quantifier la rigidité du myocarde. L’échographie peut être également utilisée par exemple pour imager le flux sanguin coronaire du cœur afin d’estimer la vitesse du flux sanguin et la vitesse tissulaire. La circulation coronaire est responsable de la perfusion cardiaque et les modifications du flux coronaire ont de graves conséquences sur les performances du cœur, comme on l'observe dans le cas d'une angine de poitrine stable ou d'un infarctus du myocarde. L’imagerie Doppler du flux sanguin coronaire doit être effectuée à un moment précis du cycle cardiaque lorsque la vitesse du myocarde est faible pour limiter l’impact des mouvements rapides du cœur. La FIG. 1 représente un mode de réalisation d’un appareil d’imagerie ultrasonore 1 pour réaliser des images ultrasonores d’un tissu anatomique soumis à des contractions. Le tissu anatomique peut être par exemple un tissu cardiaque d’un être vivant, en particulier d’un patient. L’appareil 1 peut comprendre un système de contrôle 2 (SYS_CONTROL), par exemple un système de contrôle commandé par un ordinateur (non illustré) et une sonde ultrasonore 5 (SONDE). La sonde ultrasonore 5 peut comprendre un réseau d’éléments piézo-électriques ou de transducteurs. Les transducteurs peuvent être disposés selon une ligne pour former un réseau 1D adapté pour générer une image 2D d’une tranche de la région à imager. Les transducteurs peuvent être disposés selon un réseau 2D adapté pour générer une image 3D. Les réseaux peuvent comprendre quelques centaines à quelques milliers d’éléments, avec un pas inférieur à 1 mm. Les éléments peuvent être adaptés pour émettre et recevoir des ondes ultrasonores ayant une fréquence par exemple comprise entre 0,5 et 100 MHz, par exemple entre 1 et 20 MHz. Un exemple de fréquence centrale adaptée à l’imagerie ultrasonore du cœur humain est par exemple 2,5 MHz. Dans certains modes de réalisation, la sonde peut en outre comporter une motorisation adaptée pour positionner le réseau de transducteurs dans la zone souhaitée par le praticien. En effet, les ultrasons ne traversent pas les os et les poumons, les images ultrasonores du cœur sont réalisées à travers des fenêtres échographiques spécifiques, permettant un passage entre le système costal osseux et respiratoire. Ces fenêtres échocardiographiques permettent d’évaluer l’ensemble des structures du cœur. Il est par exemple possible d’imager les quatre cavités ventricule du ventricule droit (VD), ventricule gauche (VG), oreille gauche, oreille droite selon une vue apicale. Il est possible de montrer le ventricule droit et le ventricule gauche selon une vue parasternale petit axe. La vue en grand axe permet de visualiser le VG, le septum, la valve mitrale et l’aorte. Les éléments de la sonde 5 sont utilisés pour émettre les ondes ultrasonores et recevoir les signaux rétrodiffusés par le milieu tissulaire, formant ainsi un tir ultrasonore. Le temps nécessaire pour une émission/réception dépend de la profondeur d’imagerie souhaitée et de la vitesse du son dans le milieu tissulaire. On définit la fréquence de répétition des tirs ou Pulse Repetition Frequency (PRF) correspondant au temps nécessaire pour envoyer les ondes ultrasonores et écouter les signaux rétrodiffusés par le milieu insonifié. Les signaux rétrodiffusés formant un ensemble de données brutes. Le système de contrôle 2 comprend une unité de commande 6 (UNIT_COM) et une unité de calcul 3 (UNIT_CALC). L’unité de commande 6 est configurée pour contrôler la sonde ultrasonore 5 pour transmettre les ondes ultrasonores et pour acquérir les signaux rétrodiffusés formant un ensemble de données brutes qui sont ensuite transmis à l’unité de calcul 3. L’unité de calcul 3 est configurée pour commander l’unité de commande 6 en transmettant des séquences d’instructions via une liaison de communication 10 et générer des séquences d’images 1D, 2 D ou 3D et des profils temporels d’un signal physiologique à partir des signaux rétrodiffusés reçus par la sonde 5 et transmis par l’unité de commande 6. L’unité de calcul 3 est également configurée pour déterminer des paramètres biomécaniques indicateurs d’un état morphologique et fonctionnel du cœur à partir des images ultrasonores générées. Comme le montre la FIG. 1 , l’unité de calcul 3 peut comprendre un premier module de calcul 7 (MOD1) configuré pour générer des images ultrasonore anatomiques à partir d’une partie des données brutes, un deuxième module de calcul 8 (MOD2) configuré pour générer le profil temporel du Doppler du flux sanguin ou le profil temporel du Doppler tissulaire à partir d’une partie des données brutes, détecter des motifs temporels sur le profil temporel représentatif de l’activité électrique du cœur et générer un signal de déclenchement sur l’un des motifs temporels pour déclencher une séquence d’imagerie ultrasonore pour la quantification du paramètre biomécanique et un troisième module de calcul 9 (MOD9) configuré pour générer les images ultrasonores pour la quantification du paramètre biomécanique tissulaire et calculer les paramètres biomécaniques. Dans une variante, un seul module pourrait remplir toutes les fonctionnalités des trois modules de calcul. L’appareil 1 peut comprendre en outre une unité d’affichage 4 (UNIT_AFF) configurée pour afficher en temps réel les images ultrasonores anatomiques en B-Mode et les images ultrasonores pour le calcul des paramètres biomécaniques, les profils temporels d’un paramètre physiologique du cœur, par exemple la vitesse tissulaire ou du sang, les paramètres biomécaniques du cœur calculés et les données du patient. L’unité d’affichage 4 est configurée pour afficher en continu par exemple une image en B-Mode en temps réel générée par le premier module de calcul 7 de l’unité de calcul 3. L’unité d’affichage 4 peut afficher une image en B-Mode avec une profondeur et une cadence d’imagerie fixées. Par exemple, la profondeur est fixée à 10 cm et la cadence d’imagerie est de 100 Hz. Cette image permet ainsi au praticien de contrôler le placement de la sonde ultrasonore. En référence à la FIG. 2 , un procédé d’imagerie ultrasonore mettant en œuvre l’appareil de la FIG. 1 est décrit ci-dessous. Première phase d e l’ imagerie ultrasonore (a) Acquisition : Le procédé comprend une étape d’acquisition de signaux rétrodiffusés notée ACQ_DATA sur la FIG. 2 , la sonde 5 est placée sur la poitrine du patient, généralement entre deux côtes, devant le cœur du patient. La sonde 5 est contrôlée par l’unité de commande 6 pour émettre une succession de tirs d’ondes ultrasonores. Chaque tir comprend des ondes ultrasonores, par exemple des ondes ultrasonores focalisées transmises dans la poitrine et des ondes ultrasonores rétrodiffusées acquises par la même sonde 5. Les ondes ultrasonores sont par exemple générées par un réseau 1D ou 2D d’éléments de transducteur de la sonde 5. Ces signaux rétrodiffusés forment les données brutes ou données radiofréquences. (b) Imagerie B-Mode Le procédé comprend une étape de génération d’images en B-Mode notée IM_BMODE à partir d’une partie des données brutes provenant des tirs d’ondes ultrasonores transmises par l’unité de commande 6. Cette étape permet d’afficher en temps réel et en continu une image anatomique avec un très bon contraste pour le positionnement de la sonde pour réaliser dans une seconde phase l’imagerie de la région d’intérêt du cœur pour le calcul d’un ou plusieurs paramètres biomécaniques. L’image en B-Mode est générée par exemple par le premier module de calcul 7 de l’unité de calcul à partir des signaux rétrodiffusés à l’aide d’un algorithme classique de sommation des lois de retard. Pour bien observer la structure anatomique cardiaque en temps réel, la cadence d’imagerie est par exemple comprise entre 20 Hz et 100 Hz. La FIG. 3 illustre un exemple d’affichage d’une image en B-Mode du myocarde d’un cœur humain. Les images conventionnelles B-Mode permettent une visualisation anatomique en 2D des tissus et peuvent être utilisées par le praticien pour positionner la sonde en fonction de la vue choisie. Au cours de l’imagerie B-Mode, il est donc possible de repositionner la sonde à l’aide de l’image B-Mode affichée en continu sur l’unité d’affichage 4 pour obtenir une vue particulière du cœur pour visualiser le myocarde et les cavités du cœur. Avantageusement, l’image B-Mode permet également au praticien de choisir un ou plusieurs points d’intérêts et de calculer le profil temporel de la vitesse tissulaire ou sanguine en un ou plusieurs points d’intérêts comme l’illustre la FIG. 3 . (c) Vitesse sanguine ou vitesse tissulaire Le procédé comprend ensuite une étape de calcul d’un paramètre physiologique du cœur à partir d’une partie des données brutes provenant des tirs d’ondes ultrasonores transmises par l’unité commande 6. Cette étape est notée CAL_PROF sur la FIG. 2 . L’étape consiste à calculer automatiquement le profil temporel d’un paramètre physiologique lié à la vitesse du sang et/ou à la vitesse des tissus en un point d’intérêt sélectionné sur l’image ultrasonore B-Mode. Le calcul de la vitesse du sang ou du tissu peut être effectué par le deuxième module de calcul 8 selon un algorithme connu en un point d’intérêt sélectionné sur l’image B-Mode. Par exemple, l’algorithme de Kasai peut être utilisé pour calculer la vitesse du sang ou du tissu en fonction du temps. Le profil temporel de la vitesse sanguine ou le profil temporel de la vitesse tissulaire déterminé par le deuxième module 8 de calcul de l’unité de calcul 3 peut être affiché en temps réel sur l’unité d’affichage 4. De manière avantageuse, à l’issue de l’étape d’acquisition de données brutes, une partie des données brutes provenant des tirs émis par la sonde 5 sont utilisées pour générer une séquence d’images B-Mode et une autre partie des données brutes provenant des tirs émis par la même sonde 5 sont utilisées pour calculer le profil temporel de la vitesse sanguine ou le profil temporel de la vitesse tissulaire. Selon un mode de réalisation, les données brutes pour générer les images en B-Mode et les données brutes pour générer le profil temporel de la vitesse tissulaire ou sanguine peuvent ne pas provenir d’un même tir. La FIG. 5 illustre de manière schématique une succession de tirs d’ondes ultrasonores qui sont émis par la sonde ultrasonore au cours d’une première étape d’acquisition de données brutes. La durée de cette séquence d’acquisition de données est par exemple de 1 seconde. Sur l’exemple de la FIG. 5 , chacun des tirs d’ondes ultrasonores 31 fournissant les données brutes pour former en continu les images ultrasonores anatomiques sont intercalé entre deux tires d’ondes ultrasonores 32 fournissant les données brutes pour générer le profil temporel. La cadence pour générer les images B-Mode est par exemple ici de 50 Hz. Les données brutes reçues par les transducteurs de la sonde sont transmises vers l’unité de calcul 3. Les données brutes provenant d’une partie des tirs s sont utilisées par le premier module de calcul 7 de l’unité de calcul pour générer en continu l’image en B-Mode et les données brutes provenant d’une autre partie des tirs sont utilisées par le deuxième module de calcul 8 de l’unité de calcul pour calculer le profil temporel de la vitesse du flux sanguin et/ou le profil temporel de la vitesse des tissus. Selon une variante non illustrée, les données brutes utilisées par le premier module de calcul 7 pour générer en continu l’image en B-Mode et les données brutes utilisées par le deuxième module de calcul 8 pour calculer le profil temporel de la vitesse du flux sanguin et/ou le profil temporel de la vitesse des tissus peuvent provenir des mêmes tirs d’ondes ultrasonores. La FIG. 3 représente par exemple en (A) une image ultrasonore du myocarde et en (B) quatre profils temporels de la vitesse tissulaire 20 mesurés à quatre points d’intérêt représentées respectivement par un carré, un triangle, un rond et un triangle sur l’image ultrasonore du myocarde et en (C) un signal ECG 21 au cours d’un cycle cardiaque enregistré en parallèle. Les quatre profils temporels montrent une variation sensiblement similaire de l’amplitude de la vitesse tissulaire. La FIG. 4 représente par exemple en (A) une image ultrasonore du myocarde, en (B) la vitesse tissulaire représentée temporellement et en fonction de la profondeur le long d’un tir par exemple le long du septum au cours d’un cycle cardiaque et en (C) un signal ECG 21 au cours d’un cycle cardiaque enregistré en parallèle. Sur la FIG. 4 , il est ainsi possible d’observer des ondes mécaniques et électromécaniques en plus des mouvements globaux du cœur. (d) Identification des moments d’activité du cycle cardiaque Le procédé comprend une étape d’identification d’un ou plusieurs motifs temporels sur le profil temporel de la vitesse sanguine ou de la vitesse tissulaire qui correspondent à des moments d’intérêt qui sont des moments particuliers d’activité cardiaque d’un cycle cardiaque. Cette étape est notée DET_MOTIF sur la FIG. 2 . A titre d’exemple, le deuxième module de calcul 8 peut par exemple déterminer un motif temporel sur le profil temporel de la vitesse du sang ou le profil temporel de la vitesse tissulaire qui correspond à l’onde R du signal ECG. Le praticien peut donc choisir de déclencher l’imagerie ultrasonore pour le calcul d’un ou plusieurs paramètres biomécaniques du cœur sur ce motif temporel identifié sans utiliser le signal ECG. Selon un autre exemple, le deuxième module de calcul 8 peut déterminer plusieurs motifs temporels sur le profil temporel de la vitesse du sang ou le profil temporel de la vitesse tissulaire qui correspondent aux différentes ondes du signal ECG. Le praticien peut donc choisir de déclencher l’imagerie ultrasonore pour le calcul d’un ou plusieurs paramètres biomécaniques du cœur sur l’un des motifs temporels déterminés sans utiliser le signal ECG. Selon un mode de réalisation, le deuxième module de calcul 8 est configuré pour : - déterminer un profil temporel de la vitesse du flux sanguin ou de la vitesse tissulaire à partir d’une partie des données brutes ; - corréler le profil temporel avec un signal ECG préalablement acquis pour identifier sur le profil temporel au moins un motif temporel qui correspond à un moment précis du cycle cardiaque sur le signal ECG. Ce motif temporel peut correspondre par exemple à un pic sur le profil temporel ou un creux sur le profil temporel. Les motifs temporels identifiés comme étant des moments particuliers du cycle cardiaque sont également affichés sur le profil temporel. Ce motif peut être par exemple matérialisé par une barre par exemple en rouge affichée sur le profil temporel de la vitesse du flux sanguin ou la vitesse tissulaire pour permettre une visualisation directe par le praticien. L’un des motifs temporels peut être choisi par le praticien pour générer le signal de déclenchement de l’imagerie ultrasonore pour le calcul du paramètre biomécanique. A titre d’exemple, le signal de déclenchement permet de synchroniser l’acquisition d’élastographie par onde de cisaillement sur un moment précis du cycle cardiaque afin de pouvoir caractériser la rigidité du muscle cardiaque à un moment précis du cycle cardiaque. Sur la FIG. 3 , la corrélation entre l’un des profils temporels de la vitesse tissulaire et le signal ECG permet par exemple d’extraire un motif temporel 22 correspondant à l’onde R du signal ECG. Sur l’exemple de la FIG. 6 , la courbe 24 représente de manière schématique un profil temporel d’un signal Doppler et la courbe 21 représente de manière schématique un signal ECG. L’étape d’identification des motifs temporels consiste à corréler le profil temporel d’un paramètre physiologique du cœur calculé à partir des données brutes avec le signal ECG acquis préalablement pour détecter les différents motifs temporels sur le profil temporel qui correspondent aux différents moments d’activité du cycle cardiaque sur le signal ECG. La corrélation entre les deux signaux permet par exemple d’extraire des motifs temporels sur le profil temporel qui correspondent aux moments particuliers du cycle cardiaque sur le signal ECG. Sur l’exemple de la FIG. 6 , les motifs temporels extraits aux instants t 1 , t 2 , t 3 , t 4 correspondent aux moments d’apparition des ondes P, R, Q, S sur le signal ECG. Le motif temporel peut être par exemple un sommet sur le profil temporel, correspondant aux instants marqués t 1 , t 2 et qui sont corrélés aux ondes P et R sur le signal ECG. Le motif temporel peut être également un creux sur le profil temporel, correspondant aux instants marqués t 3 , t 4 qui sont corrélés aux ondes Q et S sur le signal ECG. Le paramètre physiologique du cœur calculé peut être par exemple un paramètre lié à la vitesse/accélération des tissus et à la vitesse/accélération du sang. Le motif temporel peut correspondre à une variation temporelle du paramètre physiologique lié à la vitesse et représente par exemples une onde choisie parmi les ondes A, a’, E, e’, S, s’ où - E est la vitesse maximale de l’écoulement du sang trans-mitrale diastolique précoce ; - e’ est la vitesse annulaire mitrale diastolique au début de la diastole ; - A est la vitesse maximale de l’écoulement du sang trans-mitrale diastolique tardif ; - a’ est la vitesse annulaire mitrale durant la systole auriculaire ; - S est la vitesse diastolique précoce veineuse pulmonaire maximale ; - s’ est la vitesse annulaire systolique maximale. Les motifs temporels détectés sont ensuite transmis à l’unité d’affichage 4 où ils peuvent être visualisés par le praticien. Selon un autre mode de réalisation, le deuxième module de calcul 8 est configuré pour analyser les données brutes reçues par la sonde 5 par une intelligence artificielle entraînée pour détecter les différents motifs temporels correspondant aux différents moments d’un cycle cardiaque. Le deuxième module peut comprendre par exemple un réseau neuronal préalablement entraîné sur des signaux ECG et des signaux ultrasonores rétrodiffusés pour déterminer les différents motifs temporels. Dans le cas où le procédé utilise le réseau neuronal comme intelligence artificielle pour détecter les différents pics correspondant aux différents moments du cycle cardiaque sur la courbe ECG. Le procédé peut comprendre en outre une phase d’apprentissage préliminaire pour entraîner le réseau neuronal. Plus précisément, la phase d’apprentissage peut comprendre les étapes suivantes : - acquisition synchronisée des signaux ultrasonores rétrodiffusés et des signaux ECG chez une population donnée ; - détermination du profil temporel d’un paramètre physiologique lié à la vitesse du flux sanguin ou vitesse du tissu à partir des signaux ultrasonores rétrodiffusés ; - corrélation du profil temporel avec le signal ECG pour déterminer les motifs temporels qui correspondent aux différents moments du cycle cardiaque, les tracés avec les motifs déterminés, dits signaux de référence, sont stockés par exemple sur un serveur ; - entraînement du réseau neuronal avec les signaux de référence jusqu’à ce qu’il converge, le réseau neuronal entrainé est ensuite stocké dans un serveur de l’unité de calcul 3. ( e ) Génération d’un signal de déclenchement Le procédé comprend une étape de génération d’un signal de déclenchement notée GEN_SIG, utilisée pour déclencher la seconde phase d’imagerie ultrasonore pour le calcul de paramètres biomécaniques du tissu myocardique, par exemple la rigidité du tissu. Cela permet ainsi de synchroniser l’acquisition des images ultrasonores sur un moment d’intérêt choisi du cycle cardiaque. Les motifs temporels détectés associés à des moments particuliers d’activité d’un cycle cardiaque sont ensuite transmis à l’unité d’affichage 4 où ils peuvent être visualisés par le praticien. Ces moments sont utilisés par le praticien pour générer un signal de déclenchement pour déclencher la seconde phase d’imagerie ultrasonore. A titre d’exemple et qui sera détaillé ci-dessous en référence à la FIG. 7 , dans le cas d’une élastographie par ondes de cisaillement, le praticien peut par exemple choisir de déclencher l’acquisition d’images ultrasonores sur un motif temporel correspondant à l’apparition de l’onde R sur le signal ECG. En d’autres termes, le motif choisi est utilisé pour générer un signal de déclenchement lorsque l’onde R est détectée. Ce signal de déclenchement est transmis à l’unité de commande 6 via une liaison de déclenchement 11 pour changer la modalité d’imagerie et de déclencher une séquence d’imagerie ultrasonore pour le calcul de paramètre biomécanique du tissu cardiaque, par exemple l’élastographie permettant l’imagerie et l’évaluation de la vitesse des ondes de cisaillement. Le deuxième module 8 est configuré pour générer un signal de déclenchement sur l’un des motifs identifiés sur le profil temporel de la vitesse du flux sanguin ou du tissu. Ce signal de déclenchement est transmis ensuite à l’unité de commande 6 via la liaison de déclenchement 11 pour changer la modalité d’imagerie et de déclencher la seconde phase d’imagerie ultrasonore pour le calcul d’un ou plusieurs paramètres biomécaniques, par exemple une élastographie qui permet l’imagerie et l’évaluation de la vitesse des ondes de cisaillement. De préférence, la cadence de génération du profil temporel est comprise entre 40Hz et 1000Hz de sorte que la précision du déclenchement soit comprise entre 1 et 25 ms. La sonde 5 peut être contrôlée par l’unité de commande 6 pour transmettre les ondes ultrasonores et recevoir les signaux rétrodiffusés selon une modalité d’imagerie choisie par l’unité de commande 6 et par le praticien. Dans le cadre de la présente divulgation, l’unité de commande 6 est configurée pour créer une première séquence d’ondes ultrasonores spécifique pour l’imagerie conventionnelle B-Mode avec par exemple une cadence d’imagerie de l’ordre 50 Hz et une deuxième séquence d’ondes ultrasonores spécifiques pour l’imagerie ultrasonore pour le calcul de paramètres biomécaniques avec une cadence d’imagerie plus rapide, par exemple supérieure à 500 Hz. Le paramètre biomécanique peut être par exemple la rigidité myocardique. Seconde phase d’imagerie ultrasonore (f) Imagerie pour le calcul de s paramètre s biomécanique s Le procédé comprend une seconde phase d’imagerie ultrasonore déclenchée automatiquement par le signal de déclenchement reçu par l’unité de commande 6 de l’appareil. Cette étape est notée IMA_US. Cette seconde phase d’imagerie a pour but d’acquérir des images avec une cadence d’imagerie suffisamment rapide qui permet d’extraire des paramètres indicateurs morphologiques et fonctionnels du cœur, tels que par exemple la rigidité du myocarde. La séquence d’imagerie ultrarapide doit être par exemple suffisamment rapide pour minimiser des modifications de rigidité au cours du temps. La cadence d’imagerie est par exemple égale ou supérieure à 500 Hz, comprise généralement entre 500 Hz et 5000 Hz. Cette seconde phase d’imagerie peut comprendre les étapes suivantes. Elle peut comprendre une étape d’acquisition de signaux rétrodiffusés. Après la réception du signal de déclenchement transmis par l’unité de calcul 3, l’unité de commande 6 contrôle la sonde 5 de manière à émettre une série d’ondes ultrasonores planes ou divergentes ayant des directions de propagations différentes pour insonifier l’ensemble du milieu à imager et à acquérir les ondes ultrasonores rétrodiffusées. Les ondes ultrasonores non focalisées émises avec des directions de propagation différentes sont nommées ci-dessous des ondes ultrasonores angulées. La sonde 5 peut être commandée par l’unité de commande 6 pour transmettre des ondes ultrasonores dans une région d’intérêt du cœur à imager et recevoir des signaux rétrodiffusés avec une fréquence de répétition des tirs (PRF acronyme de Pulse Repetition Frequency) supérieure au 500 Hz, comprise généralement entre 500 et 5000 Hz, de préférence entre 800 Hz et 1500 Hz. Le réseau de transducteurs de la sonde peut être contrôlé par l’unité de commande 6 pour transmettre successivement des ondes planes avec des directions de propagation inclinées d'angles successifs variables par rapport à la direction de la profondeur dans la région à imager, c'est-à-dire par rapport à la direction normale au réseau et pour recevoir des signaux rétrodiffusés enregistrés sous la forme d'un ensemble de données brutes pour chaque onde ultrasonore défocalisée transmise. Les données brutes acquise au cours de cette seconde phase d’imagerie ultrasonore sont ensuite transmises au troisième module de calcul 9 de l’unités de calcul 6 afin d’être traitées pour générer des images de la région du cœur imagée pour chaque onde ultrasonore transmise. L’image générée peut être une image formée à partir d’une seule onde ultrasonore défocalisée transmise. Afin d’augmenter la qualité de l’image, l’image générée peut être une image composée formée à partir de plusieurs ondes ultrasonores défocalisées angulées transmises. Pour former une image composée de la région, un nombre N d'ondes ultrasonores défocalisées peut être transmis successivement sous différents angles et les N ensembles de données brutes reçues par la sonde peuvent être sommés de manière cohérente pour synthétiser une image composée de la région. Par exemple, N peut être égal à 5 avec des angles prenant les valeurs -5 degrés, -2 degrés, 0 degrés, +2 degrés, +5 degrés. Dans le cas où N = 5 et PRF=5 kHz, la cadence d’imagerie (framerate) est donc de 1 kHz. Le nombre d’ondes ultrasonores défocalisées peut être différent de 5, auquel cas la cadence d’imagerie des images composées est différente. La qualité des images composées augmente avec le nombre d’ondes défocalisées dans la sommation cohérente. Les données brutes formées par les signaux rétrodiffusés sont transmises vers le troisième module de calcul 9 de l’unité de calcul pour être traitées afin de générer une séquence d’images. Les images peuvent être des images 2D ou des images 3D. Cette séquence d’images permet de montrer les mouvements de la région du cœur et de calculer des paramètres biomécaniques. Dans le cas de l’élastographie, les acquisitions d’élastographie par onde de cisaillement permettent de montrer la propagation d’une onde de cisaillement dans la région myocardique du cœur et de suivre la variation de vitesse d’onde de cisaillement au cours d’un cycle cardiaque d’images. L’étape d’imagerie ultrasonore peut comprendre également une étape de calcul d’au moins un paramètre biomécanique du cœur. Le paramètre biomécanique du cœur peut être par exemple le module élastique évalué à partir de la vitesse des ondes de cisaillement, permettant ainsi de quantifier la rigidité de la paroi myocardique. Un exemple d’application d’imagerie ultrasonore ultrarapide possible sera décrit ci-dessous pour l’élastographie par ondes de cisaillement qui a pour fonction d’imager la propagation des ondes de cisaillement et de mesurer leur vitesse de propagation dans un tissu cardiaque, par exemple le myocarde au cours d’un cycle cardiaque, pour quantifier le changement d’élasticité du cœur au cours du cycle cardiaque. Dans le cas de l’élastographie où les ondes de cisaillement sont induites par force de radiation acoustique et qui se propagent à des vitesses de l’ordre de plusieurs mètres par seconde, une cadence d’imagerie de plusieurs milliers d’images par seconde est requise. Calcul de paramètre s biomécanique s Le procédé comprend une étape de calcul d’un ou plusieurs paramètres biomécaniques à partir des images ultrasonores d’ondes planes obtenues dans cette seconde d’imagerie. Cette étape est notée QUANT_PARAM. Le troisième module de calcul 9 est configuré pour calculer des paramètres biomécaniques indicateurs à partir des images d’ondes planes tels que la rigidité du tissu cardiaque, l’orientation des fibres myocardiques ou la perfusion coronaire. La FIG. 7 illustre un exemple d’application possible de l’appareil de la FIG. 1 pour la quantification de la rigidité myocardique à un instant précis du rythme cardiaque, ici sur l’exemple en fin de diastole, pour accéder aux propriétés passives du muscle cardiaque. La sone ultrasonore 5 est utilisée pour focaliser et générer la force de radiation acoustique, pour émettre des ondes planes dans la région du cœur à imager et pour recevoir les signaux rétrodiffusés. L’élastographie par ondes de cisaillement comprend deux principales phases d’imagerie. Une première phase référencée 50 consiste à générer une image B-Mode en continu qui permet au praticien d’identifier correctement les structures cardiaques pour le positionnement de la sonde. Au cours de cette première phase, la vitesse du sang ou du tissu est calculée en un point d’intérêt choisi sur l’image B-Mode. Le ou les motifs temporels sur le profil temporel de vitesse du flux sanguin ou du tissu correspondant aux différents moments du cycle cardiaque sont déterminés et indiqués sur le profil temporel. Un signal de déclenchement est généré sur l’un des motifs temporels choisi par le praticien. Sur la FIG. 7 est représentée de manière schématique la variation de la vitesse sanguine ou la variation de la vitesse tissulaire en fonction du temps. A titre d’exemple, un motif temporel correspondant à un pic de vitesse sanguine ou un pic de vitesse tissulaire a été identifié comme un pic correspondant au moment R du signal ECG. Ce pic noté R sur la courbe a été choisi pour générer le signal de déclenchement pour déclencher automatiquement la séquence d’élastographie 52. Une deuxième phase d’imagerie consiste à déclencher la séquence d’élastographie lorsque le signal de déclenchement est transmis à l’unité de commande de la sonde. La séquence d’élastographie est suffisamment rapide pour minimiser l’effet du mouvement naturel du cœur et des modifications de rigidité au cours du temps. La cadence d’imagerie est par exemple supérieure à 1000 Hz. La rigidité du cœur n’est pas constante au cours du temps et varie lors du cycle cardiaque, il est donc essentiel de contrôler le moment précis de la mesure d’élastographie afin de pouvoir caractériser correctement la rigidité du myocarde. La séquence d’élastographie est composée d’une série de motifs d’acquisition d’élastographie. Un motif d’élastographie est composé de l’application d’une force de radiation acoustique 53 suivie d’une imagerie ultrasonore d’ondes planes, divergentes ou focalisées émises à cadence élevée. Ce motif d’élastographie peut être répété plusieurs fois pendant un cycle cardiaque avec un pas constant. Sur l’exemple de la FIG. 7 , le motif est répété par exemple trois fois pendant un cycle cardiaque qui est défini sur la courbe de la vitesse sanguine ou tissulaire avec un pas de 200 µs. L’application de la force de radiation acoustique 53 consiste en une émission d’un faisceau ultrasonore focalisé dans une région du cœur à imager. Par exemple, le faisceau ultrasonore est focalisé à une profondeur d’environ de 50 mm pendant 350 µs. L’imagerie ultrasonore d’ondes planes, divergentes ou focalisées est réalisée pour caractériser et quantifier la propagation de l’onde de cisaillement dans le milieu tissulaire cardiaque, par exemple dans le myocarde. Selon un mode de réalisation, l’imagerie ultrasonore consiste à émettre des ondes planes, divergentes ou focalisées et à recevoir des signaux rétrodiffusés enregistrés sous la forme d'un ensemble de données brutes pour chaque onde ultrasonore plane, divergente ou focalisée transmise. Les données brutes sont ensuite transmises au troisième module de calcul 9 de l’unités de calcul 6 afin d’être traitées pour générer des images de la région du cœur imagée pour chaque onde ultrasonore plane, divergente ou focalisée transmise. Selon un mode de réalisation, un nombre N d'ondes ultrasonores planes, divergentes ou focalisées peut être transmis successivement sous différents angles et les N ensembles de données brutes reçues par la sonde peuvent être sommées de manière cohérente pour former les images composées de la région. Sur l’exemple de la FIG. 7 , pour chaque motif d’élastographie, 150 ondes divergentes angulées notées E1 à E150 ont été transmises dans le but de former 30 images d’ondes divergentes sommées de manière cohérente. Ce motif a été répété 3 fois pendant un cycle cardiaque avec un pas constant de 200 µs créant ainsi la séquence complète d’élastographie. Cette séquence a été déclenchée sur le motif temporel noté R sur le profil temporel déterminé au préalable pendant la première phase 50. Contrairement aux appareils connus qui utilisent un signal ECG pour déclencher la séquence d’élastographie, le procédé de la présente divulgation permet d’utiliser un appareil compact avec une unique sonde ultrasonore pour générer les images anatomiques en B-Mode, le signal de déclenchement et les images ultrasonores pour la quantification du paramètre physiologique. Ainsi, l’appareil est particulièrement simple à mettre en œuvre pour le praticien et peu contraignant pour les patients. En outre, l’utilisation de l’appareil n’est pas limitée uniquement à l’élastographie par ondes de cisaillement pour évaluer la rigidité du cœur. Il peut être utilisé de manière générale pour toute type d’imagerie ultrasonore d’une région du cœur dont le moment d’acquisition des images nécessite d’être contrôlé et d’être synchronisé avec l’activité électrique du cœur. Procédé d’imagerie ultrasonore d’une région d’intérêt d’un cœur déclenchée à un moment d’intérêt du cycle cardiaque, le procédé comprenant : - une première étape d’acquisition (ACQ_DATA) au cours de laquelle une succession de tirs d’ondes ultrasonores sont émis par une sonde ultrasonore, chacun des tirs comprenant des ondes ultrasonores transmises dans ladite région d’intérêt du cœur par ladite sonde ultrasonore et des données brutes relatives aux ondes ultrasonores rétrodiffusées acquises par ladite sonde ultrasonore, - une étape de génération d’images (GEN_IMA_BMODE) au cours de laquelle une séquence de premières images ultrasonores anatomiques est générée en continu à partir d’une partie desdites données brutes; - une étape de calcul d’un profil temporel (CALC_PROF) d’un paramètre physiologique du cœur à partir d’une partie desdites données brutes; - chacun des tirs d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour former les images ultrasonores anatomiques étant intercalé entre deux tires d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour générer le profil temporel ; - une étape de détection (DET_MOTIF) d’un motif temporel associé à un moment d’intérêt correspondant à un moment d’activité d’un cycle cardiaque sur ledit profil temporel ; - une étape de génération (GEN_SIG) d’un signal de déclenchement sur la base dudit moment d’intérêt ; - une étape d’imagerie ultrasonore (IMA_US) de la région d’intérêt du cœur déclenchée par ledit signal de déclenchement instantanément ou au moins dans un délai inférieur au cycle cardiaque de manière à synchroniser l’acquisition d’une séquence de secondes images ultrasonores de ladite région d’intérêt du cœur avec un moment d’activité particulier du cycle cardiaque, lesdites secondes images ultrasonores de ladite région d’intérêt étant utilisées pour calculer au moins un paramètre biomécanique du cœur, lesdites secondes images ultrasonores étant générées à partir d’une seconde étape d’acquisition de données brutes par ladite sonde ultrasonore. Procédé selon la revendication 1, comprenant en outre une étape de positionnement de ladite sonde afin d’obtenir une vue particulière du cœur sur la base des images ultrasonores anatomiques générées. Procédé selon la revendication 1 ou 2, comprenant en outre une étape de localisation au cours de laquelle un point d’intérêt est localisé sur l’image ultrasonore anatomique du cœur et le profil temporel est généré audit point d’intérêt. Procédé selon l’une des revendications 1 à 4, dans lequel les données brutes provenant des tirs utilisées pour générer l’image ultrasonore anatomique sont également utilisées pour générer un profil temporel en un point d’intérêt sur l’image anatomique ou le long d’une direction du tir. Procédé selon l’une des revendications 1 à 4, dans lequel la cadence de génération du profil temporel est comprise entre 40 Hz et 1000 Hz de sorte que la précision du déclenchement est comprise entre 1 ms et 25 ms. Procédé selon l’une des revendications 1 à 5, dans lequel l’étape de détection d’un motif temporel associé à un moment d’intérêt correspondant à un moment d’activité particulier d’un cycle cardiaque comprend une sous-étape de corrélation entre ledit profil temporel d’un paramètre physiologique du cœur et un signal ECG préalablement acquis pour extraire ledit motif temporel. Procédé selon l’une des revendications 1 à 5, dans lequel l’étape de détection d’un motif temporel associé à un moment d’intérêt correspondant à un moment d’activité particulier d’un cycle cardiaque comprend une sous-étape d’analyse dudit profil temporel d’un paramètre physiologique du cœur par une intelligence artificielle pour extraire ledit motif temporel. Procédé selon l’une des revendications 1 à 7, dans lequel ledit motif temporel est représentatif de la trace mécanique des ondes électriques P, Q, R, S ou T d’un signal ECG. Procédé selon l’une des revendications 1 à 8, dans lequel ledit paramètre physiologique du cœur calculé est un paramètre lié à la vitesse/accélération des tissus et à la vitesse/accélération du sang. Procédé selon la revendication 9, dans lequel le motif temporel correspond à une variation temporelle du paramètre physiologique du cœur lié à la vitesse des tissus et représente une onde choisie parmi les ondes A, a’, E, e’, S, s’ où - E est la vitesse maximale de l’écoulement du sang trans-mitrale diastolique précoce ; - e’ est la vitesse annulaire mitrale diastolique au début de la diastole ; - A est la vitesse maximale de l’écoulement du sang trans-mitrale diastolique tardif ; - a’ est la vitesse annulaire mitrale durant la systole auriculaire ; - S est la vitesse diastolique précoce veineuse pulmonaire maximale ; - S’ est la vitesse annulaire systolique maximale. Procédé selon l’une des revendications 1 à 10, dans lequel les images ultrasonores anatomiques sont des images en B-Mode pour le positionnement de la sonde. Procédé selon l’une des revendications 1 à 11, dans lequel au cours de l’étape de génération desdites secondes images ultrasonores de ladite région d’intérêt, les images de ladite région sont acquises avec une cadence d’imagerie comprise entre 500 Hz et 5000 Hz, de préférence entre 800 Hz et 1500 Hz. Procédé selon l’une des revendications 1 à 12, dans lequel l’imagerie ultrasonore pour générer les secondes images ultrasonore est une élastographie par ondes de cisaillement. Appareil d’imagerie ultrasonore (1) d’une région d’intérêt d’un cœur déclenchée à un moment d’intérêt du cycle cardiaque, ledit appareil comprenant une sonde ultrasonore (5) et un système de contrôle (2) communiquant avec ladite sonde (5), ledit système de contrôle (2) étant configuré pour : - émettre une succession de tirs d’ondes ultrasonores par la sonde ultrasonore (5), chacun des tirs comprenant des ondes ultrasonores transmises dans ladite région d’intérêt du cœur par ladite sonde ultrasonore et des données brutes relatives aux ondes ultrasonores rétrodiffusées acquises par ladite sonde ultrasonore; - générer une séquence de premières images ultrasonores anatomiques à partir d’une partie desdites données brutes; - calculer un profil temporel d’un paramètre physiologique du cœur à partir d’une partie desdites données brutes; - chacun des tirs d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour former les images ultrasonores anatomiques étant intercalé entre deux tires d’ondes ultrasonores fournissant les données brutes pour générer le profil temporel ; - détecter un motif temporel associé à un moment d’intérêt correspondant à un moment d’activité d’un cycle cardiaque sur ledit profil temporel ; - générer un signal de déclenchement sur la base dudit moment d’intérêt ; -déclencher une imagerie ultrasonore de la région d’intérêt du cœur instantanément ou au moins dans un délai inférieur au cycle cardiaque par ledit signal de déclenchement de manière à synchroniser l’acquisition d’une séquence de secondes images ultrasonores de ladite région d’intérêt du cœur avec un moment d’activité particulier du cycle cardiaque, lesdites secondes images ultrasonores de ladite région d’intérêt étant utilisées pour calculer au moins un paramètre biomécanique du cœur, lesdites secondes images ultrasonores étant générées à partir d’une seconde étape d’acquisition de données brutes acquises par ladite sonde ultrasonore.