FR 2589022 A1 19870424 FR 8515509 A 19851018 Procédé et dispositif de génération d'images à partir de signaux ultra- sonores obtenus par échographie L'invention se rapporte à l'imagerie médicale par échographie et plus particulièrement à un procédé de génération d'images ultra-sonores, notamment cardiaques, et au dispositif destiné à la mise en oeuvre de ce procédé. L'échographie est un procédé d'imagerie numérique en temps réel qui comporte de nombreuses applications. Cependant la qualité et la résolution des images obtenues sont affectées par l'interférence des diffuseurs élémentaires donnant naissance à un bruit de granularité appelé "speckle" dans la littérature anglo-saxonne. Ce "speckle" perturbe la qualité visuelle de l'image obtenue à partir des signaux ultra-sonores reçus. Il est donc nécessaire de le réduire en améliorant le contraste dans l'image. Par ailleurs l'utilisation des images ainsi obtenues peut être rendue plus facile par l'introduction d'une procédure automatique de détection des contours d'un organe, cette opération étant actuellement réalisée manuellement par l'opérateur. Jusqu'ici le traitement des images ultra-sonores est peu utilisé malgré la numérisation des images obtenues. En général, de simples filtres moyenneurs récursifs sont utilisés et n'éliminent que partiellement le "speckle". En échographie cardiaque par exemple, l'obtention des para- mètres significatifs est faite à partir d'une détection de contour manuelle. La présente invention a pour objet un procédé automatique de génération cPimages à partir de signaux ultra-sonores obtenus par échogra- phie par lequel le "speckle" est éliminé, et qui permet également d'estimer le contour d'un organe par une procédure dynamique automa- tique, et de visualiser ce contour en temps réel par superposition à l'image initiale ou à l'image débruitée. Selon l'invention, un procédé de génération d'images à partir de signaux ultra-sonores source obtenus par échographie, dans lequel le signal d'échos est échantillonné et numérisé, pour former une suite d'échantillons tj, de valeur numérique codée de luminance X à un instant t repérés dans l'image par le rang i de la ligne et le rang j de la colonne auxquelles ils appartiennent, est caractérisé en ce que le signal échographique est traité automatiquement pour superposer à l'image un contour de l'organe analysé de la manière suivante: - dans une première phase, le bruit de granularité présent dans le signal est réduit par filtrage en générant un signal d'écart de prédiction traduisant l'information utile par différence entre le signal numérisé Xt. 1,J et un signal de prédiction calculé à partir d'un modèle du bruit de granularité, cette phase conduisant à l'obtention d'un signal numérique filtré Ft. et d'un signal binaire B.t. déduit de ce signal filtré, à Pétat 0 IJ leJ pour les points du signal filtré de luminance nulle et à l'état I pour les autres points; - dans une seconde phase, le signal binaire est traité pour en extraire les informations correspondant à des échos reconnus comme non caractéristiques du contour et conduit à l'obtention d'un signal it. - dans une troisième phase, le signal LIt. est traité par pontage lJ pour minimiser les discontinuités en éliminant les points isolés, le signal ponté résultant est alors It.; - dans une quatrième phase, le signal ponté I.. est traité pour en "sJ extraire les paramètres utilisables dans un modèle du contour de l'organe examiné, à partir d'une zone de surface maximale, dite de densité nulle, ne comportant que des zéros et correspondant à lintérieur de Pl'organe analysé; - dans une cinquième phase les points du contour sont calculés à partir des paramètres caractéristiques extraits et de léquation du modèle de l'organe; - dans une dernière phase, le signal numérique, avant filtrage ou filtré, est remplacé par un signal d'incrustation pour tous les points du contour, le signal numérique combiné résultant étant alors visualisé. L'invention a également pour objet le dispositif destiné à la mise en oeuvre de ce procédé. L'invention sera mieux comprise et d'autres caractéristiques appa- raîtront à l'aide de la description qui suit en référence aux figures annexées. - la figure 1 est le schéma synoptique du dispositif de génération d'images selon l'invention; - la figure 2 est le schéma détaillé du circuit de filtrage 30 de la figure I; - - la figure 3 est le schéma détaillé du circuit d'extraction de la valve mitrale, 40 de la figure I; - les figures 4a, 4b et 4c illustrent le procédé de pontage mis en oeuvre dans le circuit logique, 50 de la figure 1; - les figures 5 et 6 illustrent le procédé de recherche du carré maximral de densité nulle pour l'extraction des paramètres du contour; - la figure 7 est le schéma du circuit d'extraction des paramètres I0 du contour, 60 de la figure 1. Le procédé de génération d'images ultra-sonores suivant l'inven- tion permet d'aboutir à l'incrustation en fausse couleur d'un contour. Dans le cas d'images cardiaques, le contour cardiaque estimé et la valve mitrale pour une coupe suivant le petit axe du coeur, sont visualisés après suppression du "speckle" sur l'image source. Dans ce procédé, le contour est estimé de manière dynamique, le procédé permettant d'extraire automatiquement des pararnmètres d'intérêt clinique, tels que la diastole (maximum de relaxation), et la systole (minimum de contraction) pour des images cardiaques. La description précise ci-après est donnée pour des images cardiaques mais n'est pas limitative. La première étape du procédé de génération d'images ultra- sonores suivant l'invention est une phase de pré-traitement spatial qui a pour but de réduire le "speckle"l par apprentissage de ses propriétés statistiques. La deuxième étape consiste à extraire de l'image la partie correspondant à la valve mitrale, cette extraction étant réalisée par étude du mouvement de façon séquentielle. Cette étape est indispensable à une détection aisée du contour cardiaque, assimilé à une ellipse de paramètres variables. La troisième phase consiste alors à estimer de manière automatique le contour cardiaque. Durant cette phase il est également possible d'extraire automatiquement les paramètres caractéris- tiques. La dernière phase du procédé consiste à incruster, dans l'image, un contour correspondant au contour estimé. Les différentes phases du procédé résumé succinctement ci-dessus seront décrites en détails ci-après en liaison avec la description détaillée du dispositif de génération d'images ultra-sonores cardiaques suivant l'invention associé. La technique classique d'échographie permet d'obtenir un signal d'information numérique par échantillonnage du signal d'échos à une fréquence d'échantillonnage Fe. 6,75 Mtz par exemple, soit 351 pixels par ligne de balayage TV utile (une ligne TV de 64 microsecondes ayant 52 microsecondes utiles et 12 microsecondes d'intervalle de suppression ligne); avec 512 lignes par image le nombre maximum de pixels par image est voisin de 180 000. L'image ultra-sonore cardiaque n'occupe qu'environ un tiers d'une image télévision. En conséquence, le masquage de l'image permet d'augmenter la durée de traitement entre pixels de deux images successives: la réduction, par masquage, de l'image TV à un tiers donne 000 pixels par image à traiter en 40 ms, durée d'une image, c'est-à-dire 666 nanosecondes par échantillon. Cette durée est suffisante pour un traitement en temps réel des échantillons conforme à l'invention, pourvu qu'un retard suffisant soit prévu. Soit Xt. le signal d'entrée à l'instant t indexé par le rang i de la lei ligne et par le rang j de la colonne, repérées dans l'image à laquelle ce signal d'entrée correspond. Ce signal est un signal numérique correspon- dant à la quantification, sur l'un des 256 niveaux, du signal reçu. Comme indiqué ci-dessus, le premier traitement réalisé est un "débruitage" par filtrage permettant de réduire le "speckle" dans l'image. Ce filtrage donne un signal numérique filtré, Fit., et un signal binaire B.t caractéristique de 1,J 1,J la luminance de l'image: le niveau logique 1 est affecté aux points de luminance non nulle, tandis que le niveau logique 0 est affecté aux points de luminance nulle dans le signal d'image filtré F. L'étape suivante correspond à la phase d'extraction de la valve mitrale, c'est-à- dire à l'extraction des points en mouvement périodique (la valve mitrale est l'orifice permettant le passage du sang de l'oreillette vers le ventricule). Cette extraction est une étape indispensable à la détection du contour de la cavité cardiaque. Le procédé d'extraction utilise le fait que cette valve est en mouvement périodique: pendant un cycle cardiaque la valve mitrale change de position et d'orientation; à l'instant to la valve a une position Po, à l'instant t la valve a une position P. L'algorithme d'extraction de la valve mitrale sera performant si cette valve n'est pas assimilée au contour cardiaque, c'est-à-dire si ses positions extrêmes comparées sont totalement disjointes. Apres cette phase d'extraction de la valve, l'image It. n'est pas 1,j directement exploitable, bien que la zone correspondant au déplacement de la valve mitrale soit extraite, car le contour reste trop discontinu. Le procédé suivant l'invention permet donc de compléter cette phase d'ex- traction de la valve mitrale par un "pontage" de l'image binaire, effectué en lignes, puis en colonnes, de telle manière que les points ayant des niveaux logiques 0 soient toujours contigus sur une distance supérieure à un point; c'est-à-dire qu'un point ne peut pas rester à Pétat 0 si ses voisins dans la ligne, puis dans la colonne, sont à l'état 1. Une fois ce "pontage" réalisé, la phase suivante du procédé de traitement a alors pour objet de rechercher la zone maximale de "densité" nulle; cette zone correspond à la cavité cardiaque. Cette "densité" est définie comme le nombre de niveaux logiques à l'état I dans un carré de dimensions données. Ce traitement permet de déterminer les coordonnées du centre de masse de la cavité cardiaque, et de faire passer un contour par les quatre sommets du carré de densité nulle ainsi déterminé. Il s'avère qu'une approximation correcte du contour cardiaque est donnée par une ellipse. L'ellipse est donc déterminée à partir de ce carré. L'algorithme de traitement nécessaire sera détaillé ci-dessous en liaison avec la descrip- tion précise des moyens d'extraction des paramètres du contour, et du circuit de calcul de contour. La dernière phase du traitement consiste alors à "incruster" dans l'image le contour ainsi défini, de façon à aider l'opérateur dans son analyse de l'image, c'est-à-dire à superposer à l'image, initiale ou débrui- tée, une trace colorée matérialisant le contour de la cavité cardiaque dans l'image. La figure I est le schéma synoptique global du dispositif de génération d'images cardiaques suivant l'invention. Les moyens nécessai- res à l'analyse échographique et à la réception du signal ne sont pas représentés sur cette figure qui comporte seulement le dispositif de traitement du signal reçu par le capteur émetteur/récepteur de signal ultra-sonore. Le signal source issu du capteur en réception est caractéris- tique des échos d'intensité variable reçus, l'intensité dépendant du type de tissu et de la structure rencontrée. Ce signal de réception est appliqué à un circuit 1, extracteur d'informations utiles, qui comporte des moyens classiques de traitement de signal analogique, amplification, filtrage, etc..., et un convertisseur analogique-numérique permettant la quantifica- tion du signal analogique sur 256 niveaux par exemple. Pour l'exploitation de ce signal, un signal de balayage de trame est généré pour la commande d'un écran cathodique d'une console de visualisation 5, en synchronisme avec le balayage échographique du coeur par le faisceau étroit balayant un secteur et définissant le plan de balayage. Le faisceau est formé d'un train d'impulsions ultra-sonores. La fréquence de répétition de l'émetteur d'impulsions est choisie, comme il est connu, de façon qu'une impulsion émise ait le temps d'atteindre la cible et de revenir avant le départ de l'impulsion suivante. Le signal issu du circuit extracteur d'informations utiles 1 est appliqué à l'entrée d'une mémoire tampon 2 qui fournit le signal numéri- que Xt. correspondant aux échos reçus, qui doit être traduit par un signal j t de luminance sur l'écran cathodique de visualisation 5. Cette séquence X.t est appliquée d'une part à la console de visualisation 5 par une voie directe comportant un commutateur 3, un circuit à retard 4, et un circuit d'incrustation 80 en série, et d'autre part à l'entrée d'une voie de traitement comportant un circuit de filtrage 30 qui sera détaillé ci-après en référence à la figure 2. Ce circuit de filtrage fournit d'une part un signal filtré Ft. appliqué à la seconde entrée du commutateur 3, et d'autre 1,J part un signal binaire B1j, utile pour l'extraction de la valve mitrale puis le calcul du contour. Ce signal binaire est appliqué à l'entrée d'un circuit d'extraction de la valve mitrale, 40, décrit en détails ci-après en référence à la figure 3, qui fournit un signal "d'intersection" It.. Ce signal d'intersection, caractéristique des parties non mobiles détectées, c'està- dire notamment du contour, est appliqué à l'entrée d'un circuit de pontage dont le fonctionnement est décrit ci-après en référence aux figures 4a, 4b et 4c, et dont la sortie est reliée à l'entrée d'un circuit 60 d'extraction des paramètres du contour. Ce circuit 60 est relié à l'entrée d'un circuit de calcul du contour 70. La sortie du circuit à retard 4, qui fournit soit le signal numérique issu de la mémoire tampon 2 soit le signal filtré issu du circuit de filtrage , suivant la position du commutateur 3, est reliée à l'entrée de la console de visualisation 5 par l'intermédiaire du circuit d'incrustation 80 qui reçoit également le signal de contour. Ce circuit d'incrustation permet de remplacer dans le signal numérique d'image les parties correspondant au contour calculé par un signal prédéterminé correspondant à une couleur caractéristique. Le circuit de filtrage 30, le circuit d'extraction de la valve 40 et le circuit de pontage 50 travaillent à la fréquence point, en temps réel, et sont synchronisés par le signal d'horloge point HP. Par contre le circuit d'extraction des paramètres du contour et le circuit de calcul du contour travaillent à la fréquence image et sont synchronisés par des signaux d'horloge HI pour le circuit de calcul du contour et HI' pour le circuit d'extraction des paramètres du contour à la fréquence image, HI' étant l'horloge image HI décalée d'une durée correspondant à k-h lignes et k - h colonnes. Le circuit d'incrustation 80 et l'Pécran cathodique de visualisa- tion 5 sont bien entendu synchronisés à la fréquence horloge point HP. Compte-tenu du retard nécessaire pour l'extraction des paramètres du contour (une image) et pour le calcul du contour (une autre image), le retard introduit par le circuit à retard 4 dans la voie directe transmettant l'image numérique, avant ou après filtrage selon la position du commuta- teur 3, est un circuit de retard de deux images. La figure 2 représente le circuit de filtrage 30 de la figure 1. Comme indiqué ci-dessus, le filtrage utilise les propriétés statistiques du bruit ou "speckle" pour le réduire. En effet, un modèle du bruit est obtenu par apprentissage des propriétés statistiques dune zone de l'image: la moyenne X, la variance E (En à l'étape n) de Pécart de prédiction, et la fonction d'autocorrélation r(m) sont estimées dans une séquence d'images préalable de l'intérieur d'un ventricule o la granularité du gris de l'image peut être assimilée à du "speckle". Ensuite, la différence entre le modèle du bruit et l'image source donne, pour chaque pixel une information dite d'écart de prédiction e,. Ainsi dans les zones de bruit seul, l'écart de prédiction eij est faible tandis, que dans les zones dites de contours, l'écart de prédiction est grand. C'est une façon d'analyser le comportement non stationnaire du niveau de gris dans l'image en détectant tous les changements brusques de luminance dans l'image. Ce système permet de réduire le bruit tout en conservant la structure de l'information utile de l'image source. Pour l'élaboration du modèle, le bruit est assimilé à un bruit "circulaire", c'est-à-dire ayant les mêmes propriétés statistiques dans toutes les directions. Cette hypothèse autorise le calcul de la fonction d'autocorrélation à partir d'un nomb!re N de points voisins répartis dans une fenêtre sur une ligne d'indice i et sur une colonne d'indice j, à une distance m du point central de cette fenêtre, soit r(m) cette fonction. Les valeurs numériques Xij sont centrées par rapport à la moyenne X. Soit à un instant t la valeur centrée Xcj = X. - X. La fonction d'autocorrélation peut alors être calculée simplement par la formule: r(m) = I 2 Xc (Xc +Xc 2-N i, i,j i,j+m i+m,J Les résultats obtenus par le calcul de cette fonction d'autocorré- lation montrent que le "speckle" est corrélé et donc prédictif. Sa réduction est obtenue en minimisant l'erreur de prédiction par identifica- tion à un modèle de type autorégressif monodimensionnel. La direction choisie est celle des échos. Le prédicteur calcule la suite des valeurs de prédiction X j à partir des p valeurs numériques précédentes, dans cette direction, soient Xic.mj de m = 1 à p, de la façon suivante: i-mq] p c am X.c X i= kl 2 am xi-m,j On admet dans cette formule que la direction des échos coïncide avec les lignes de l'image; k1 est un coefficient prédéterminé qui permet d'accentuer l'élimination du "speckle" et les p coefficients am, de m = 1 à p sont les coefficients du modèle du bruit, obtenus préalablement, avant tout traitement, par analyse d'une série d'images, mesure de la fonction d'autocorrélation du bruit, et résolution du système d'équations linéaires p suivant: r(m) = - ak r(m-k), pour m = 1 à p. k=l Plusieurs méthodes sont utilisables -pour résoudre ce système d'équations linéaires, par exemple celles utilisant les méthodes dites de "Durbin" ou de "Levinson" telles que décrites dans le journal de l'IEEE, "Proceedings of the IEEE", vol. 63, n 4, d'avril 1975, dans l'article intitulé "Linear Prediction: A tutoral review", notamment aux pages 565 et 566. Pour la présente application, c'est-à-dire l'analyse des images ultrasonores cardiaques, les coefficients ak déterminés pour le modèle tendent vers zéro et la variance de l'erreur de prédiction se stabilise au- delà de l'ordre 3. Donc p est choisi égal à 3, et l'analyse d'une série d'images a conduit aux coefficients suivants aI = 0,4235 a2 = 0,1446 a3 = 0,1232 et à une moyenne estimée du bruit: X = 21,1453. Le signal "filtré", F j est alors obtenu de la manière suivante: Fi,j = k2(Xi,j - Xi,j), k2 étant un coefficient permettant de rehausser la dynamique de l'infor- mation utile, après que les valeurs (Xi - Xi j) négatives aient été i,J 1, j remplacées par la valeur de luminance 0, et que les valeurs k2(Xi,j Xij) supérieures à la valeur maximum de luminance, 255 pour un codage de la luminance sur 8 bits de 0 à 255, aient été remplacées par cette dernière valeur. Le circuit de filtrage 30 réalisant ce traitement et représenté sur la figure 2 comporte donc un soustracteur 31, ayant une entrée reliée à l'entrée du circuit, recevant la suite des valeurs numériques Xij, et une entrée recevant la moyenne du bruit X préalablement calculée et mise en mémoire dans une mémoire 32. La sortie du soustracteur 31 est reliée à l'entrée d'un prédicteur 33 calculant pour chaque Xi j la valeur de prédiction Xij = ki1 am Xi-m,j.' Le prédicteur comporte à cet effet, M=I de manière connue en soi, p+l mémoires, soit 4 mémoires pour le cas précisément décrit ci-dessus, contenant les p valeurs centrées précéden- tes, X.c mj et, après le calcul, la prédiction Xi '. Un circuit de multiplication puis de sommation permet de réaliser le calcul de prédic- tion. La sortie du prédicteur 33 est reliée à l'entrée d'un soustracteur 34, dont la seconde entrée est reliée à l'entrée du circuit, et qui fournit l'écart de prédiction x t- Xs't 1] 1,] 1,j Il faut noter que la valeur de prédiction Xij, obtenue à partir des valeurs centrées est diminuée, directement, de la valeur numérique en ligne Xij non centrée, ce qui permet de ramener au niveau de luminance nulle, les parties bruitées de l'image. La sortie du soustracteur 34 est reliée à l'entrée d'un multiplicateur par k2, 35, dont la sortie est elle- même reliée à l'entrée d'un comparateur 36 ayant deux valeurs de référence, 0 et 255, et ramenant à 0 les valeurs négatives et à 255 les valeurs supérieures à 255. Le signal filtré Ft. à la sortie du comparateur "J 36 a donc des valeurs appartenant à la dynamique de luminance (0,255). La sortie du multiplicateur 35 est également reliée à l'entrée d'un second comparateur 37 ayant une valeur de référence 0 et délivrant le signal binaire Bt. de niveau 0 pour les valeurs négatives ou nulles de et. et de j,] 1,] niveau I pour les autres valeurs. L'étape suivante du traitement consiste, comme indiqué ci-dessus à extraire les informations concernant la valve mitrale du signal binaire B. t. Du fait du procédé d'analyse échographique lui-même, l'image It] traitée correspond à une coupe suivant le petit axe du coeur. La valve mitrale génère des échos qui ne sont pas significatifs du contour du coeur et les informations correspondantes doivent donc être extraites. Pour les extraire, le signal d'intersection: li jtt résultat de l'opération logique ET entre les valeurs du signal binaire B.. j à deux ltJ instants to et t correspondant aux positions extrêmes de la valve mitrale est calculé: t0 I. t=1B.. ETB. t 1,) 1,1 1,J Toute la zone de l'image dans laquelle le signal d'intersection Ii. jt a le niveau 1 logique correspond d'une part au contour cardiaque, d'autre part aux éventuels points cPd'intersection entre les deux positions de la valve mitrale aux instants t et t. Ce traitement sera d'autant plus o efficace que tous les points intérieurs à la cavité cardiaque seront dans l'image au niveau logique 0. Pour cela, compte-tenu du rythme d'analyse et du rythme résultant d'image, le rythme cardiaque est tel que 7 images successives en moyenne séparent initialement les deux signaux binaires t t = t +7T. d'image B et B pour le calcul du signal d'intersection. Mais, il est prévu dans le procédé suivant l'invention d'estimer par un vecteur 258'9022 vitesse le mouvement de la valve, de façon à réajuster éventuellement le nombre d'images séparant les deux positions extrêmes de la valve. Le circuit 40 destiné à réaliser ce calcul comporte un ensemble 41 de q2 mémoires, Ml, M2....q.. Mq... M 2reliées en série, ql et q2 mémoire, M1 "M Mq1 q- Mq2 étant les nombres minimal et maximal d'images susceptibles de séparer les deux positions extrêmes de la valve mitrale. Les mémoires sont des registres à décalage correspondant à des retards Ti d'une période image, c'est-à-dire des mémoires d'images à 1 élément binaire par pixel. A un instant t, le signal B.t est applique à l'entrée de la mémoire M1 le signal lei t-T. de sortie de M1, B ij est appliqué à l'entrée de M2 etc... le signal de t-qT. sortie de M étant B... Les sorties des mémoires M à M sont q le] qI q2 reliées aux entrées d'un sélecteur 42, qui transmet à sa sortie le signal de sortie de l'une des mémoires M à Mq M,, -suivant le rythme q1 q2 qI cardiaque du patient pour lequel l'analyse est réalisée. L'entrée de la mémoire M1 et la sortie du sélecteur 42 sont reliées aux entrées d'une porte ET, 43, fournissant le signal d'intersection It.. Pour tous les points de l'image intérieurs à la cavité cardiaque, le signal Cl devrait être nul. En réalité, comme indiqué ci-dessus, malgré le filtrage préalable du bruit et l'extraction des échos associés à la valve mitrale, le signal It. est encore difficilement exploitable pour réaliser une extraction simple des informations utiles, relatives au contour cardiaque. Le circuit de pontage 50 réalise le traitement complémentaire décrit cidessus pour supprimer les points au niveau logique 0 "isolés", c'est-àdire non contigus sur une distance au moins égale à L points. Le "pontage" est effectué par exemple d'abord en ligne puis en colonne. Le signal résultant est I1. Pour cela le circuit de pontage 50 transmet sans modification tous les points à l'état logique 1, et met au niveau logique 1 les points à l'état logique 0 lorsque, dans la ligne ou la colonne à laquelle ils appartiennent, les points extremes les encadrant, sur une distance L sont également à l'état 1. Les opérations logiques réalisées sont les suivantes: l) Si Iij = 1, alors Iij = I 2) Pour le pontage en ligne, si pour une valeur n I.,.=1 I.=1 i-l,j 3) Pour le pontage en colonne, à partir des résultats précédents, s'il existe une valeur n\y L telle que I, = 1et Ii l. alors I. = 1 l-n 1,3 h i-fl-'- I.. = lI,.1 = 1 L'exemple représenté sur les figures 4a, 4b et 4c illustre le procédé de pontage pour L = 2. La figure 4a montre un exemple d'image binaire It avant pontage, la figure 4b montre la même image après pontage en ligne et la figure 4c, la même image après pontage en colonne. Cet exemple montre bien comment les 0 "isolés" sont supprimés. Si on ne souhaite pas garder les groupes de deux 0 contig s, L est alors choisi égal à 3. Le circuit logique 50 correspondant est à la portée de l'homme de l'art et comporte seulement des portes ET et OU logiques. Le signal résultant est alors traité dans le circuit 60 pour en extraire les paramètres du contour. Pour cela, comme indiqué ci-dessus une recherche automatique du carré maximal de densité nulle est effec- tuée. Au départ, une zone carrée est définie comme base, cette zone comportant de manière certaine l'image du coeur. Cette zone de dimen- sions k x k est alors subdivisée en quatre carrés Q1, Q2 ' Q3 et Q4 de dimensions (k-h) x (k-h) se chevauchant partiellement, dans une zone Q. Les densités dans ces quatre carrés sont alors comparées et le carré de densité minimale Ct est retenu pour servir de base à une nouvelle subdivision et à une nouvelle comparaison jusqu'à ce qu'un carré de densité nulle soit trouvé. Les figures 5 et 6 représentent schématiquement, à un moment du traitement, les zones mentionnées cidessus. La manière la '89O22 plus rapide pour comparer les quatre zones Q1, Q2 Q3 et Q4 consiste à comparer seulement les densités dans les zones S1, S2, S.3 et 54 complémentaires de Q pour arriver à Q1... Q4 respectivement: le carré de densité minimale et de dimensions (k-h) x (k x h) est défini comme: C h = {min (Sl S2,S3,S) UQ. Il est obtenu en comparant à chaque étape de la convergence, au rythme point. Ii j sur des fractions de lignes de longueurk-h, et des ij fractions de colonnes de longueur k-h, et en ajoutant la densité du carré h x h formant le sommet. Dans un mode de réalisation h est choisi égal à 1 S= 1 + rI + 1,1 S2 = r1 + ck + 11,k S3 = c1 + rk + Ik,1 S4=ck+rk+ k,k avec k-I k-1 ^ k-1 k-l A c1 = Iik 'ré =I, j et rk = Ik,j i=2 i-2 j=2 j=2 Le circuit d'extraction des paramètres du contour est représenté sur la figure 7. Il comporte une mémoire tampon 61 dans laquelle l'écriture et la lecture sont respectivement effectuées par l'horloge point HP et l'horloge image HI' décalée de (k-h) lignes et de (k-h) colonnes par rapport à l'horloge image HI. La sortie de cette mémoire est reliée à l'entrée d'une seconde mémoire 62 dans laquelle l'écriture et la lecture sont respectivement effectuées par l'horloge HI' et par l'horloge HP' éventuellement plus rapide que HP. La sortie de la mémoire 62 est reliée à l'entrée d'un circuit extracteur de densité 63 qui calcule à chaque étape de la convergence la densité d'un carré, comme indiqué ci-dessus. Ce circuit reçoit initialement les coordonnées du carré initial via la première entrée et la sortie d'un commutateur 64, puis en cours de processus, les coordonnées du carré à considérer pour l'étape suivante. Ces coordonnées sont fournies par une mémoire de position 65 qui les reçoit du circuit extracteur 63 (après le test sur les densités des 4 carrés résultant de la subdivision) et les transmet via la seconde entrée et la sortie du commutateur 64. A une étape donnée, les coordonnées des sommets du carré de densité minimale sont (x1, y1), (x1, yn), (xn, y1) et (xn yn). Le circuit extracteur de densité 63 fournit a chaque étape le vecteur de position correspondant, défini par ces 4 coordonnées: 2> (X1 ' Xn ' YI ' Yn)' Lorsque la densité mesurée est nulle, à to, le vecteur de position tt t t est Po (xl x, YO ' Yn ) Un circuit 66 calcule alors les coordonnées du centre de masse G (gx, gy) et le rayon R correspondant. y to to xI +x Le centre de masse a pour coordonnées gx 2 et t t o o gy= 2 -et un cercle passant par ces quatre sommets a pour centre le t t 2 | to xt[ 1x xl,1; y, 1, ?%,69. La valeur de est donnée par: t t kYn-yl xt x t xmin n-i En pratique le contour qui sera incrusté a une épaisseur obtenue en calculant une valeur minimale Rin et une valeur maximale Rma min max pour le rayon R, en fonction des coordonnées Y1 et Yn de la manière suivante: 2 2 (Yn-Yl-1) min 2 F R22 mîn2 2 (y nyl+1)2 max 2 Les coordonnées du centre de masse G(gx, gy), fournis par le circuit 66, et le coefficient ? et les rayons Rmin et Rmax fournis par le __t circuit de calcul 69 forment un vecteur T, à chaque image, qui permet de calculer le contour cardiaque, assimilé à une ellipse. Le circuit de calcul de contour 70 de la figure 1 calcule E = 2 (x-g2x) + (yg2) pour chaque pixel dans une ligne x et une colonne y x y et réalise les tests suivants sE R2 ouE 2 - si E>Rax ou E R 2in le pixel P(x,y) n'appartient pas au -i E/Max -Si Rm2 min Max A l'issue du traitement d'une image, un ensemble de pixels formant le contour est déterminé. Le contour peut alors être "incrusté:' par le circuit dincrustation , soit dans l'image source Xt, soit dans l'image filtrée du speckie, Ft. un attribut de couleur particulière étant affecté aux pixels points d'image définis comme appartenant au conto)ur. Cette incrustation s'effectue comme indiqué ci-dessus dans le signal retardé de deux images, 2Ti étant la durée nécessaire au traitement. L'invention n'est pas limitée au procédé et au dispositif de génération d'images particulièrement décrits ci-dessus. En particulier, le procédé a été décrit en relation avec des images cardiaques à titre d'illustration mais il est applicable à d'autres types d'images résultant d'analyses échographiques, en particulier pour l'imagerie d'organes posant des problèmes analogues en termes de bruit de granularité et de flou des contours. Pour chaque type d'analyse un modèle du contour doit être établi et ses paramètres significatifs prédéterminés, dans une phase initiale, l'ajustement de ces paramètres étant réalisé par test au cours du traitement. La recherche de la zone de densité nulle est bien sûr adaptée au modèle et peut être faite par exemple dans une zone rectangulaire par exemple ou de toute autre forme géométrique adaptée. REVENDICATIONS 1. Procédé de génération d'images à partir de signaux ultra- sonores source obtenus par échographie, dans lequel le signal déchos est échantillonné et numérisé, pour former une suite d'échantillons Xt. de valeur numérique codée de luminance X à un instant t, repérés dans l'image par le rang i de la ligne et le rang j de la colonne auxquelles ils appartiennent, caractérisé en ce que le signal échographique est traité automatiquement pour superposer à l'image un contour de l'organe analysé de la manière suivante: - dans une première phase, le bruit de granularité présent dans le signal est réduit par filtrage en générant un signal d'écart de prédiction traduisant l'information utile par différence entre le signal numérisé X. t. lj et un signal de prédiction calculé à partir d'un modèle du bruit de granularité, cette phase conduisant à l'obtention d'un signal numérique filtré Ft. et d'un signal binaire B.t. déduit de ce signal filtré, à rétat 0 l"J 1,] pour les points du signal filtré de luminance nulle et à Pétat 1 pour les autres points; - dans une seconde phase, le signal binaire est traité pour en extraire les informations correspondant à des échos reconnus comme non caractéristiques du contour et conduit à l'obtention d'un signal Lt. - dans une troisième phase, le signal It. est traité par pontage pour minimiser les discontinuités en éliminant les points isolés, le signal ponté résultant est alors It.; bi, ^ - dans une quatrième phase, le signal ponté I.t est traité pour.en extraire les paramètres uitlisables dans un modèle du contour de l'organe examiné, à partir d'une zone de surface maximale, dite de densité nulle, ne comportant que des zéros et correspondant à l'intérieur de l'organe analysé, - dans une cinquième phase les points du contour sont calculés à partir des paramètres caractéristiques extraits et de l'équation du modèle de l'organe; - dans une dernière phase, le signal numérique, avant filtrage ou filtré, est remplacé par un signal d'incrustation pour tous les points du contour, le signal numérique combiné résultant étant alors visualisé. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le bruit de granularité est considéré comme un bruit circulaire, le modèle du bruit utilisé pour générer le signal de prédiction à partir des échantillons voisins étant un modèle autorégressif monodimensionnel dont l'ordre et les coefficients sont prédéterminés, par apprentissage préalable des propriétés statistiques du bruit dans une séquence d'images utilisée comme référence. 3. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que l'apprentissage préalable des propriétés du bruit consiste à mesurer sa valeur moyenne, sa variance et sa fonction d'autocorrélation à partir desquelles sont fixés l'ordre et les coefficients du modèle du bruit. 4. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que, pour le traitement de signaux obtenus par échographie cardiaque, les propriétés statistiques du bruit dans une séquence d'images de référence sont estimées dans une zone correspondant à l'intérieur d'un ventricule o la granularité de l'image est assimilée au bruit de granularité. 5. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que, pour le traitement de signaux obtenus par échographie cardiaque, dans lesquels des échos sont significatifs de la position de la valve mitrale et non caractéristiques du contour cardiaque, le traitement du signal binaire dans la seconde phase consiste à réaliser l'opération logique ET entre deux BY. et le mme signal qt-qT.i signaux binaires, B?. et le même signal q images avant, Bi j, ces deux I,J signaux correspondant à des positions extrêmes de la valve mitrale en mouvement de demi période sensiblement égale à qTi, la valeur entière de q étant éventuellement réajustée en fonction du rythme cardiaque. 6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le pontage du signal It. est réalisé en supprimant les points au niveau logique l,] 0 isolés, c'est-à-dire non contiguis sur une distance au moins égale à L points. 7. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que, dans la quatrième phase, la recherche de la zone de surface maximale de densité nulle est obtenue par réductions successives d'une zone de forme géomé- trique simple incluant de manière certaine l'image de l'organe analysé, jusqu'à ce que la densité mesurée dans la zone réduite soit nulle, la forme géométrique retenue étant inscriptible dans le modèle du contour de l'organe analysé, cette zone de densité nulle étant caractérisée par un vecteur de position à chaque image. 8. Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que, pour le traitement de signaux obtenus par échographie cardiaque, le modèle du contour est une ellipse et la forme géométrique retenue est un carré, les réductions successives étant obtenues par réduction du côté du carré à chaque étape de la recherche. 9. Procédé selon la revendication 38, caractérisé en ce que, a chaque étape de la recherche, le carré précédent est subdivisé en quatre f0 carrés, de m$me dimension, réduite par rapport à la dimension du carré nréc4dent, se chevauchant partiellement, le carré de densité minimale étant retenu pour l'étape suivante. 10. Proccédé selon l'une des revendications 7 à 9, caractérisé en ce que le vecteur de position lest éventuellement corrigé en fonction du i5 vecteur de position associé à l'image précédente P i ou T. est la t periode image, pour assurer, en séquence, un suivi du contour, le vecteur résultant étant un vecteur P. Il. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que les paramètres utilisés dans le modèle du contour, déduits des coordonnées du vecteur corrigé fonction des coordonnées des sommets de la zone carrée de densité nulle, P(xl, x n Y n) sont d'une part le centre de cette X+X Yl+yn zone, de coordonnées x n etgy= Y 2, d'autre part deux YnyI-1)2 yny:+)2 (ynY y1 j óy-yî I - une voie de traitement comportant en série un circuit d'extrac- tion (40) des informations correspondant à des échos non caractéristiques de contour relié à la seconde sortie du circuit de filtrage, un circuit de pontage (50) pour éliminer des points dêtect*s comme isoles, un circuit (60) d'extraction des paramètres de crintour, et un circuit (70) de calcul du contour, et une voie directe crncrt, r.ant un commutateur 3 dont les entrées sont reliées à la sortie du circuit d'entrée (1, 2) et à la première sortie' du circuit de filtrage (30) et dont ia sortie transmet à un circuit à retard 4 soit la suite des échantillons numérisés i, soit la suite filtrée Fit, la sortie de la voie directe après le circuit à retard (4) et la sortie de la voie de traitement, après le circuit de calcul de contour (70) étant reliées aux entrées d'un circuit d'incrustation du contour dans l'image dont la sortie est reliée à un écran de visualisation (5). 13. Dispositif selon la revendication 12, caractérisé en ce que le circuit de filtrage (30) comporte: - un circuit prédicteur (33) pour calculer une valeur de prédiction xtj à partir d'échantillons précédant Xt. et d'un modèle du bruit suivi par le prédicteur, - un circuit (34) de calcul d'un écart de prédiction et. entre la valeur de prédiction Xt. et la valeur réelle Xtj.,, 1,) 1,].4 - un multiplicateur par k2 (35) pour réaliser l'opération k2ej, - et deux circuits de comparaison (36, 37), reliés au multiplica- teur, le premier limitant, le signal k2ej à la dynamique maximale et fournissant le signal filtre Fit.j, le second fournissant le signal binaire B. au niveau O pour k2e.tj\ 0. 14. Dispositif selon la revendication 12, caractérisé en ce que le circuit d'extraction des paramètres de contour (60) comporte en série - un ensemble de mémoires (61, 62), - un circuit de calcul de densité (63) indexé par un circuit à mémoire de position de zone (65) par 1'gntermédiaire d'un commutateur (64) transmettant la position prédé'terminée d'une zone initiale, - et un circuit. de calcul des paramètres du contour (66, 67, 6,89 69).