FR 2662348 A1 19911129 FR 9006361 A 19900522 Dispositif de mesure et de visualisation par échographie ul- trasonore de débit d'un écoulement sanguin et de dilatation du vaisseau associé. Description: La présente invention concerne un dispositif de me- sure et de visualisation de paramètres physiologiques d'un écoulement sanguin dans un vaisseau comprenant une première unité de mesure pour échographie ultrasonore de la vitesse V(t,z) dudit écoulement sanguin en fonction du temps t et de la profondeur d'exploration z, la mesure de la vitesse V(t,z) étant indépendante de la fréquence de l'onde ultrasonore uti- lisée, et comprenant une mémoire de stockage des échantillons de vitesse V(t,z). L'invention trouve une application particulièrement avantageuse dans le domaine général de l'exploration échogra- phique d'écoulements sanguins dans les vaisseaux, et plus par- ticulièrement, dans celui de la mesure et de la visualisation, aux fins de diagnostic, de paramètres physiologiques caracté- ristiques desdits écoulements. L'étude clinique par échographie ultrasonore des écoulements sanguins est réalisée actuellement avec des appa- reils mettant en oeuvre l'effet Doppler qui rend compte de la différence de fréquence, appelée fréquence Doppler f D, entre l'onde émise par un transducteur piézoélectrique et l'onde re- çue après interaction avec l'écoulement considéré La vitesse V du flux sanguin est liée à f D par la relation D= 2 (V/C)f E cose ( 1) f E étant la fréquence de l'onde ultrasonore émise, O l'angle entre le faisceau ultrasonore et la direction de l'écoulement, et C la vitesse de propagation du son. Les dispositifs Doppler connus permettent, notam- ment, d'accéder à des-paramètres intéressant particulièrement les praticiens comme le spectogramme des vitesses donnant la distribution de la vitesse d'écoulement V en fonction du temps t Toutefois, le résultat obtenu est entaché d'une certaine imprécision liée de façon inhérente au principe même de la mé- thode et qui provient du fait que la fréquence f E émise par le transducteur piézoélectrique présente une certaine distri- bution qui se répercute sur la vitesse V via la relation ( 1) rappelée ci-dessus. Aussi, le problème technique à résoudre par l'objet de la présente invention est de réaliser un dispositif de me- sure et de visualisation de paramètres physiologiques d'un écoulement sanguin, conforme au préambule, qui permettrait d'obtenir, outre un spectogramme des vitesses plus précis, la détermination de paramètres physiologiques supplémentaires avec la précision voulue, inaccessible jusqu'alors. Parmi les dispositifs pouvant donner une mesure de vitesses indépendantes de la fréquence ultrasonore, on peut citer ceux qui fonctionnent sur le principe de la corrélation temporelle déjà décrite dans la demande de brevet européen no O 225 667, et dont l'unité de mesure de la vitesse d'écou- lement comprend un circuit d'intercorrélation délivrant à par- tir de deux échos successifs des valeurs de fonction de corré- lation, et un circuit de multiplexage-interpolation fournis- sant à partir desdites valeurs des fonctions de corrélation une estimée de la vitesse V(t,z). La précision obtenue sur la mesure de la vitesse d'écoulement permet d'envisager, outre la visualisation du flux sanguin en mode M, par exemple, et la représentation du spectogramme des vitesses, de calculer d'autres paramètres physiologiques jusque là inaccessibles avec les systèmes Doppler conventionnels du fait de leur mauvaise résolution en profondeur. Grâce à la précision ainsi obtenue les inconvé- nients de l'art antérieur sont atténués et supprimés et le dispositif de mesure-et de visualisation défini en préambule est remarquable en ce qu'il comporte en outre en combinaison des premiers circuits de calcul du débit instantané Q(t) déduit desdits échantillons de vitesse V(t,z) ainsi qu'une deuxième unité de mesure de la vitesse radiale V 1 (t,z) et V 2 (t, z) de déplacement des deux parois de vaisseau qui bornent diamétralement ledit écoulement sanguin, des mémoires de stoc- kage des valeurs de vitesse V 1 (t,z) et V 2 (t,z), des deuxièmes circuits de calcul comprenant un circuit de calcul de l'éner- gie locale non débarrassée des échos fixes E 2 (t,z), suivi d'un circuit de calcul d'épaisseurs respectives dl = z 4-z 3 et d 2 = z 6-z 5 desdites parois constitué par un détecteur de seuil de valeur E'o pour la détermination des valeurs Z 3, Z 4 r, zs, Z 6, deux circuits de calcul des vitesses moyennes respectives A V 1 (t 0) et V 2 (to) desdites parois pour chaque valeur de temps to constitués par un additionneur donnant Edl V 1 (t,z) (res- pectivement Ed 2 V 2 (t,z)) et par un diviseur par M 1 (respec- tivement M 2), M 1 et M 2 étant le nombre d'échantillons de mesu- re sur le segment lz 3 r Z 4 l (respectivement lz 5, z 6 l), un cir- cuit de calcul du déplacement de chaque paroi constitué par un additionneur donnant: A Dl(t) = Et V 1 (to) et D 2 (t) = Et V 2 (t O), et un circuit de calcul du déplacement symétrique des parois constitué par un soustracteur et un diviseur par 2 donnant sous forme d'échantillons temporels la variation de rayon ins- tantanée dudit vaisseau Ar(t) = (D 2 (t)-Dl(t))/2 et des moyens de visualisation des courbes Q(t) et Ar((t) en fonction du temps t. Parmi les paramètres dont la présente invention au- torise la détermination avec une bonne précision figurent la vitesse moyenne V(t) et le débit instantané Q(t) du flux san- guin dans un vaisseau et aussi les vitesses moyennes respec- tives Vl(to) et V 2 (t 0) des parois du vaisseau, ces deux dernières permettant, après intégration par rapport au temps, d'obtenir la loi de déplacement de chaque paroi, Dl(t) et D 2 (t) De ces déplacements, on déduit la variation de rayon instantanée du vaisseau Ar(t) et il est intéressant de noter que la fonction Ar(t) est en relation linéaire avec la variation de pression instantanée du sang dans le vaisseau, Ap(t) La connaissance simultanée du débit et de la pression permet d'effectuer divers calculs et se prête à plusieurs re- présentations fort utiles pour le praticien. Un mode de réalisation préféré du dispositif de me- sure et de visualisation selon l'invention est remarquable en ce que lesdits premiers circuits de calcul du débit instantané Q(t) comprennent un circuit de calcul de l'énergie locale dé- barrassée des échos fixes E(t,z), suivi d'un circuit de calcul du diamètre d'écoulement D(t) = Z 2 (t)-zl(t) constitué par un détecteur de seuil de valeur Eo, z 2 (t) et zl(t) étant définis par E(t,zl(t)) = E(t,Z 2 (t)) = E 0, un circuit de calcul de la vitesse moyenne V(t) de l'écoulement constitué par un addi- tionneur donnant ED V(t,z) et par un diviseur par M, M étant le nombre d'échantillons de mesure sur le segment lzl, Z 21, et un circuit de calcul du débit Q(t) comprenant, d'une part un circuit de calcul du centre de gravité zo(t) de l'écoulement, constitué d'un additionneur donnant ED V(tz)z et d'un divi- seur par la vitesse moyenne V(t) et d'autre part un addition- neur donnant ED V(tz)1 z-zol suivi d'un multiplieur par une constante A fonction de l'angle e de l'écoulement avec le faisceau ultrasonore. Un mode de représentation particulièrement intéres- sant du débit et de la variation de pression combinés consiste à calculer et à visualiser la courbe du cycle cardiaque, para- métrée en temps, constituée par les points obtenus en portant en ordonnées les valeurs-échantillons de la fonction Ar(t) et en abscisses les valeurs-échantillons de la fonction dudit dé- bit instantané Q(t). De là-on peut déduire notamment, à partir de la me- sure de la surface du cycle et de la surface sous-tendue par le cycle, le calcul de l'efficacité cardiaque pour la tranche d'épaisseur axiale dx du vaisseau analysé. Un autre mode de réalisation préféré du dispositif de mesure et de visualisation selon l'invention compatible avec les précédents est remarquable en ce qu'il comporte en outre un dispositif de détection des abscisses d'un minimum, à l'instant t 1, d'un maximum suivant, à l'instant t 3, et d'un deuxième minimum suivant, à l'instant t 2, de la fonction OS Ar(t), la durée At = t 2-t 1 étant celle d'un cycle cardiaque, un processeur de décomposition en série de Fourier qui reçoit les signaux échantillonnés dans le temps Ar(t) et Q(t) entre les instants t 1 et t 2 et en déduit des échantillons fréquen- tiels Ar(kfo) et Q(kfo), fo = 1/At étant la fréquence fonda- mentale du cycle cardiaque et k le rang de l'harmonique consi- déré, et un processeur de calcul d'impédance qui fournit, pour chaque harmonique l'amplitude ll Ark/Qkll et la phase Arg(Ark/Qk) de l'impédance de la section de vaisseau ana- lysée. Des moyens de visualisation de l'amplitude et de la phase de l'impédance point par point, pour chaque harmonique de cycle cardiaque permettent de bien caractériser cette impé- dance. On notera que les mesures et visualisations de pa- ramètres physiologiques d'un écoulement sanguin dans un vais- seau indiquées ci-dessus sont obtenues sans l'aide d'un ou de plusieurs cathéters (ou sondes invasives), soit sans trauma- tisme pour le patient ni risques d'obtenir des mesures faus- sées par l'appareil d'observation même. La description qui suit en regard des dessins anne- xés le tout donné à titre d'exemple fera bien comprendre com- ment l'invention peut être réalisée. La réunion des figures la et lb constitue le schéma synoptique d'un dispositif de mesure et de visualisation selon l'invention - La figure 2 représente les fonctions débit Q(t) et variation de rayon Ar(t) qui caractérisent l'écoulement san- guin, en fonction du temps. La figure 3 représente un cycle cardiaque tel qu'il est représenté à l'endroit du vaisseau analysé. Les figures 4 a et 4 b représentent, pour les pre- miers harmoniques du cycle cardiaque, respectivement l'ampli- tude et la phase de l'impédance à l'endroit du vaisseau analy- sé. Le schéma de la figure la montre un dispositif de mesure de paramètres physiologiques d'un écoulement sanguin Ce dispositif comprend un transducteur piézoélectrique 100 qui peut être, par exemple, une barrette multiéléments Un étage 200 d'émission relié au transducteur 100 assure la for- mation d'un faisceau ultrasonore d'exploration tandis qu'une première unité 300 de mesure traite les signaux échographiques renvoyés vers le transducteur 100 de façon à fournir une esti- mée de la vitesse V(t,z) de l'écoulement en fonction du temps t et de la profondeur z d'exploration. De façon classique, l'étage d'émission 200 comprend un séquenceur composé d'un oscillateur et d'un diviseur de fréquence qui commande à la fréquence de récurrence 1/T choi- sie un générateur dont les signaux électriques d'excitation sont envoyés vers le transducteur 100 qui les convertit en trains périodiques de signaux impulsionnels ultrasonores Un séparateur 101 des étages d'émission 200 et de mesure 300 est inséré entre le transducteur 100 et lesdits étages 200, 300 et évite l'aveuglement des circuits de mesure par les signaux d'émission. L'unité 300 de mesure de la vitesse V(t,z) montrée à la figure 1 comporte un éliminateur 301 d'échos fixes, à deux points par exemple, qui fournit du signal reçu Sn(t,z) après amplification par un amplificateur 102 un signal dn(t,z) débarassé de ses composantes fixes dues aux réfle- xions spéculaires sur les parois du vaisseau sanguin examiné. Le signal dn(t,z) issu de l'éliminateur 301 d'échos fixes est ensuite traité selon la méthode dite d'intercorrélation décrite dans la demande de brevet européen N O O 225 667 et qui utilise le fait que les signaux ultrasonores rétrodiffusés par une cible en mouvement sont reliés par l'équation suivante dn+ 1 (t) = dn(t-T) ceci signifie que le signal n+ 1 est la réplique du signal n précédent à un décalage temporel T près Ce dernier représente le temps supplémentaire nécessaire à l'onde ultrasonore pour parcourir le trajet transducteur-cible-transducteur, d'un tir à l'autre Autrement dit: T = 2 VT/C o V est la vitesse de la cible et C la vitesse du son On voit qu'une mesure de T permet de mesurer la vitesse V cher- chée. La fonction d'intercorrélation entre dn(t) et dn+l(t) définie par: to+W C (to,u) = S d (t+u)d (t)dt n,n+ 1 to n+ 1 n vérifie: Cn,n+ 1 (to,u)=Cn, n(to,u-T) Le temps to est lié à la profondeur d'exploration z par to= 2 z/C, et W est la largeur de la fenêtre d'intégration. La fonction Cnn(to,u) est une fonction d'autocor- rélation, et, de ce fait, est maximale pour u=o Ainsi, une mesure du décalage temporel T, et donc de la vitesse V, peut se faire en cherchant pour quel paramètre u la fonction Cn,n+ 1 (to,u) est maximale A cet effet, la fonction d'inter- corrélation est échantillonné, à un pas d'échantillonnage At, entre Umin=-I At et Umax=I At par pas de 1 de façon à obte- nir 2 I+ 1 valeurs de fonctions de corrélation La valeur maxi- mum de ces 2 I+ 1 valeurs correspondant à u=uo permet de mesurer T en utilisant l'égalité r=uo Le calcul des fonctions de cor- rélation est réalisé par le circuit 302 d'intercorrélation montré à la figure 1. Afin de s'affranchir des erreurs inhérentes à l'échantillonnage dans la détermination du maximum de la fonc- tion de corrélation, il est possible d'utiliser un circuit 303 de multiplexage-interpolation fournissant à partir des valeurs des fonctions de corrélation une estimée plus précise de la vitesse et la valeur du pic de corrélation correspondant La demande de brevet européen n'O 225 667 donne un exemple de ce type de traitement du signal échographique dans lequel la cor- rélation entre signaux est une corrélation dite " 1 bit" en ce sens que les signaux dn+l et dn utilisés précédemment sont réduits au signe du signal ultrasonore On sait que dans ce cas, le pic de la fonction de corrélation est de forme trian- gulaire isocèle La connaissance de cette forme permet à par- tir du point le plus haut et de ses deux voisins de reconsti- tuer complètement, par interpolation linéaire, le pic de cor- rélation et donc de déterminer avec précision l'emplacement de uo. Contrairement aux vélocimètres Doppler tradition- nels, la vitesse d'écoulement V(t,z) ainsi déterminée présente l'avantage d'être insensible à la dispersion de la fréquence de l'onde ultrasonore utilisée, ce qui permet d'envisager une exploitation beaucoup plus complète des résultats. Les valeurs trouvées pour la vitesse V(t,z) sont stockées dans une mémoire 304 de stockage en vue de traite- ments ultérieurs. La figure la montre comment peuvent être calculés certains paramètres physiologiques caractéristiques de l'écou- lement Il s'agit d'abord du diamètre D(t) de l'écoulement dont la mesure met en oeuvre, en sortie de l'éliminateur 301 d'échos fixes, un circuit 404 de calcul de l'énergie locale E(t,z) = E d 2 (t,z) n n et un circuit 405 de calcul du diamètre d'écoulement D(t) = Z 2 (t)-zl(t) constitué par un détecteur de seuil de valeur Eo ajustable, Zi(t) et z 2 (t) étant définis par E(t,zl(t)) E(t,z 2 (t)) = Eo. Connaissant, à chaque instant t, le diamètre D(t) de l'écoulement, il est possible de calculer la vitesse moyenne V(t) du flux sanguin grâce à un circuit 406 constitué par un additionneur donnant EDV(tz) et par un diviseur par M, M étant le nombre d'échantillons de la vitesse V(t,z) uti- lisés sur le segment lzl,z 2 l. De même, le débit instantané Q(t) peut être mesuré par un circuit 407 comprenant, d'une part, un circuit 408 de calcul du centre de gravité z,(t) = EDV(t,z)z/V(t), cons- titué d'un additionneur donnant EDV(t,z)z et d'un diviseur par la vitesse moyenne V(t) calculée par le circuit 406, et, d'autre part, un additionneur 401 donnant EDV(t,z)1 z-z OI suivi d'un multiplieur par la constante A = tcos O/sin 2 G, O étant l'angle de l'écoulement avec le faisceau ultrasonore. Un autre paramètre physiologique à mesurer avec précision et qui est nécessaire à la mise en oeuvre de l'in- vention est la variation de pression sanguine instantanée, Ap(t) à l'intérieur du vaisseau analysé De façon connue, en vertu du comportement élastique des parois du vaisseau, la fonction Ap(t) est reliée à la variation de rayon instantanée du vaisseau, ar(t) par la relation: Ap(t) = K Ar(t), K étant une constante pour la partie de vaisseau analysée Cette cons- tante dépend à la fois des caractéristiques mécaniques (élas- tiques) du vaisseau et de l'angle O Pour la mesure de Ar(t), il est prévu une deuxième unité de mesure 500 de la vitesse radiale Vl(t,z) et VZ(t,z) de déplacement des deux parois de vaisseau qui bornent diamétralement l'écoulement sanguin ainsi que d'autres circuits de mémorisation et de calcul comme re- présenté au bas de la figure la. Le signal Sn(t,z) en sortie du séparateur 101 est fourni, par l'intermédiaire d'un amplificateur 103 à l'unité de mesure 500 L'amplification par l'amplificateur 103 est moins grande que celle de l'amplificateur 102 de façon à adap- ter la dynamique des signaux d'écho sur les parois du vaisseau aux étages de calcul disposés en aval Cette particularité est associée au fait-que la deuxième unité de mesure ne comporte pas d'éliminateur d'échos fixes étant donné que ce sont préci- sément les signaux d'écho de paroi que l'on traite à présent. Dans l'unité de mesure 500, le signal Sn(t,z) issu de l'am- plificateur 103 est d'abord stocké dans une mémoire 501 puis traité selon la méthode d'intercorrélation décrite dans la de- mande de brevet européen no O 225 667, de façon semblable à celle décrite ci-dessus pour l'unité 300 Cependant, la pério- de de récurrence de traitement peut avantageusement être choi- sie comme un multiple m de la période de récurrence d'émission T En effet, les vitesses de déplacement des parois étant très faibles, typiquement égales à 0,5 cm/s, il est préférable de corréler des signaux successifs plus espacés (de m tirs) dans le temps et donc non adjacents L'opération de corrélation correspondante, au bloc 502, peut être notée sous la forme Cn, n+m (u,z) Afin de s'affranchir des erreurs inhérentes à l'échantillonnage dans la détermination du maximum de la fonc- tion de corrélation, on peut utiliser un circuit 503 de multi- plexage-interpolation Les valeurs trouvées pour les vitesses Vl(t,z) et V 2 (t,z) sont stockées dans une mémoire 504 en vue de traitements ultérieurs. La figure la montre comment peuvent être calculés d'autres paramètres caractéristiques du vaisseau, aboutissant au calcul de la fonction Ar(t) Il s'agit d'abord de l'épais- seur des parois d 1 (t) et d 2 (t) diamétralement opposées dont la mesure met en oeuvre, en sortie de l'amplificateur 103 un cir- cuit 604 de calcul de l'énergie locale E'(t,z) = E 52 (t,z) n n et un circuit 605 de calcul des épaisseurs de parois d 1 (t) = z 4 (t)-z 3 (t) et d 2 (t) = z 6 (t)-z 5 (t) constitué par un détecteur de seuil de valeur E'o ajustable Pour éviter toute ambiguïté sur l'emplacement des parois, on peut prévoir d'afficher sur un écran, non représenté une image du vaisseau étudié, selon la représentation dite en 'mode M", de l'évolution au cours du temps du profil de vitesse des parois du vaisseau et prévoir que l'utilisateur, muni d'un stylo optique (souris) localise sur l'écran un point à l'intérieur de chaque paroi, point à partir duquel peuvent alors s'effectuer les sommations (inté- grations) qui suivent, en direction des bornes Z 3 et Z 4, res- pectivement Z 5 et z S -Le-codage de la vitesse en mode M est celui utilisé dans les systèmes CFM (Color Flow Mapping): par exemple le rouge code un sens de déplacement, le bleu le sens 1 1 inverse et l'intensité de la vitesse est codée par l'intensité de la couleur. Connaissant, à chaque instant to, les épaisseurs d 1 (t) et d 2 (t) des parois, il est possible de calculer les vitesses moyennes V 1 (to) et V 2 (to) des parois grâce à des circuits 606 et 607 constitués chacun par un additionneur et par un diviseur donnant respectivement: Vi(to) = E Vi(to, z)/M 1 dl V 2 (t 0) = Ed 2 V 2 (to,z)/M 2 d 2 M 1 et M 2 étant le nombre d'échantillons de mesure sur le seg- ment lZ 3-Z 4 l, respectivement lz 5-z 6 l. Une deuxième intégration, (sommation d'échantil- lons) dans le temps de la vitesse moyenne, permet d'obtenir avec précision la fonction déplacement de chaque paroi, ce qui est réalisé par les additionneurs 608 et 609: t O =t - Dl(t) = E VI(t O) to=O t O = O to=t D 2 (t) = E V 2 (to) to=O On notera que les vitesses des parois, perpendicu- laires à celles de l'écoulement sanguin, sont très faibles, de l'ordre de 0,5 cm/s D'autre part on ne souhaite extraire que les mouvements de sens contraires des parois, c'est-à-dire les mouvements symétriques par rapport au milieu du vaisseau Il faut donc éliminer les mouvements allant dans le même sens, c'est-à-dire les mouvements antisymétriques dûs soit à un dé- séquilibre des forces de pression de part et d'autre du vais- seau, soit au léger mouvement du transducteur Le déplacement symétrique moyen s'obtient par soustraction D 2 (t)-D 1 (t) dans un soustracteur 610 puis division par 2 au moyen d'un diviseur 611 qui fournit la variation de rayon instantanée Ar(t): Ar(t) = 1/2 (D 2 (t) Dl(t)). La figure lb qui constitue la suite du schéma de la figure la montre l'exploitation que l'on peut faire de la fourniture simultanée des paramètres physiologiques Q(t) et Ar(t), à l'usage du praticien Cette exploitation consiste en l'affichage qui est, de préférence, effectué en même temps sur un écran unique (non représenté) constituant des moyens de vi- sualisation. En premier lieu, les courbes Q et Ar sont tracées en fonction du temps t selon les mêmes axes de coordonnées au bloc 701 (figure lb) et à la figure 2, le débit Q étant repré- senté en trait plein et la variation de rayon Ar en trait in- terrompu Les courbes obtenues sont naturellement périodiques, au rythme du cycle cardiaque Ce cycle peut être repéré par rapport aux abscisses des minima et maxima de la fonction Ar(t) par exemple Sur la figure 2 o les courbes Ar et Q son débarrassées de leur composante continue pour faciliter leur comparaison, on observe deux minima successifs, aux temps tl et t 2 et un maximum intercalé entre ces deux minima, au temps t 3. Au bloc 702, figure lb et à la figure 3 est visua- lisée la courbe CC du cycle cardiaque, paramétrée en temps, constituée par les points obtenus en portant en ordonnées les valeurs de la fonction Ar(t) et en abscisses les valeurs de la fonction du débit instantané Q(t), la courbe Q étant représen- tée avec les valeurs effectivement mesurées On a repéré sur la courbe CC les minima, confondus, obtenus aux instants t 1 et t 2 et le maximum obtenu à l'instant t 3 Alors que la valeur du débit est ici une mesure de la valeur réelle de l'écoulement sanguin dans le vaisseau analysé, on notera que la fonction Ar(t) concernant-le déplacement des parois est en relation li- néaire avec la variation de pression instantanée, c'est-à-dire définie à une constante multiplicative près conformément à la relation précitée: Ap =-K Ar Ceci n'est pas gênant pour le praticien en l'occurrence, étant donné que la forme du cycle cardiaque peut, par elle-même, donner au praticien des renseignements utiles sur d'éventuelles anomalies que peut présenter ce cycle Ceci ne nuit pas non plus à une détermina- tion de l'efficacité du cycle On remarque en effet que la surface fermée par la courbe CC sur tout le cycle (surface 51) est proportionnelle aux pertes par viscosité, Ep, pour la tranche de vaisseau analysée, alors que l'énergie totale ET (énergie cinétique du sang) est donnée selon la même propor- tionnalité par l'intégrale de cette courbe entre les instants t 1 et t 3, soit la surface Sl+ 52, 52 étant la surface adjacen- te sous-tendue par le cycle en direction de l'axe des ordon- nées L'efficacité du vaisseau (de l'artère) pendant la durée du cycle cardiaque, EFF, peut alors être définie par E-E E EFF ET EP ET T et affichée sur l'écran, au bloc 703. Sur un plan mathématique, les intégrales à calculer s'expriment à un coefficient multiplicatif près qui n'intervient pas dans le calcul de EFF, par I Q(t) d Ar(t) pour Ep et t 1 t 3 I Q(t) d Ar(t), pour ET- t 1 L'efficacité EFF peut encore être définie comme le rapport entre l'énergie cinétique restante et l'énergie totale fournie pour la portion de vaisseau analysée, pendant un cycle et dépend donc de la rugosité et/ou l'étranglement locaux de la paroi du vaisseau. La partie haute du schéma de la figure lb et les figures 4 a et 4 b illustrent le calcul d'impédance transposé au flux sanguin et qui peut être déduit des fonctions périodiques Q(t) et ar(t) Cette impédance peut être définie comme le rap- port de la pression au débit p(t)/Q(t) Ici encore la pression et donc l'impédance n'est obtenue qu'à une constante multipli- cative près Il est prévu un circuit de détection de deux minima successifs de la fonction Ar(t), circuit 704 qui four- nit la durée du cycle t 2-t 1 = At = 1/fo, fo étant la fréquence fondamentale du cycle La donnée fo est fournie à un proces- seur de décomposition en série de Fourier TF, 705, qui reçoit par ailleurs les signaux échantillonnés dans le temps Ar(t) et * Q(t) et, par transformation temporelle-fréquentielle, les con- vertit en des échantillons fréquentiels à valeurs complexes Ar(kfo) et Q(kfo), k étant le rang de l'harmonique considéré par rapport au fondamental de fréquence fo Ces échantillons fréquentiels sont ensuite fournis à un processeur de calcul d'impédance 708 qui fournit, par division de nombres comple- xes, pour chaque harmonique, l'amplitude normée ll Ark/Qkll et la phase Arg(Ark/Qk) de l'impédance de la section de vaisseau analysée Ces amplitudes normées et ces phases sont affichées par des moyens de visualisation 709, représentés plus en détail aux figures 4 a et 4 b o l'on a indiqué en abs- cisses le rang k des harmoniques jusqu'à l'harmonique 17. On notera qu'au bloc 702, figure lb, il est possi- ble d'illustrer en séquence de façon non représentée, le cycle cardiaque pour chaque harmonique considéré, chaque courbe ain- si obtenue, paramétrée en temps comme la courbe CC, revêtant la forme d'une ellipse On peut ainsi déduire la contribution énergétique due à chaque harmonique du cycle cardiaque. Revendications: 1 Dispositif de mesure et de visualisation de paramè- tres physiologiques d'un écoulement sanguin dans un vaisseau comprenant une première unité de mesure pour échographie ul- trasonore de la vitesse V(t,z) dudit écoulement sanguin en fonction du temps t et de la profondeur d'exploration z, la mesure de la vitesse V(t, z) étant indépendante de la fréquence de l'onde ultrasonore utilisée, et comprenant une mémoire de stockage des échantillons de vitesse V(t,z), caractérisé en ce qu'il comporte en outre des premiers circuits de calcul du dé- bit instantané Q(t) déduit desdits échantillons de vitesse V(t,z) ainsi qu'une deuxième unité de mesure de la vitesse ra- diale Vl(t,z) et V 2 (t,z) de déplacement des deux parois de vaisseau qui bornent diamétralement ledit écoulement sanguin, des mémoires de stockage des valeurs de vitesse VI(t,z) et V 2 (t,z), des deuxièmes circuits de calcul comprenant un cir- cuit de calcul de l'énergie locale non débarrassée des échos fixes E 2 (t,z), suivi d'un circuit de calcul d'épaisseurs res- pectives dl = Z 4-z 3 et d 2 = Z 6-Z 5 desdites parois constitué par un détecteur de seuil de valeur E'O pour la détermination des valeurs z 3, Z 4, Z 5, Z 6, deux circuits de calcul des vi- tesses moyennes respectives: Vl(t 0) et V 2 (t 0) desdites parois pour chaque valeur de temps to constitués par un additionneur donnant Edl V 1 (t,z) (respectivement Ed 2 V 2 (t,z)) et par un diviseur par M 1 (respectivement M 2), M 1 et M 2 étant le nombre d'échantillons de mesure sur le seg- ment lZ 3, Z 4 l (respectivement lz 5, z 6 l), un circuit de calcul du déplacement de chaque paroi constitué par un additionneur donnant: Dl(t) = Et Vl(t 0) et D 2 (t) = Et V 2 (to), et un circuit de calcul du déplacement symétrique des parois constitué par un sous-tracteur et un diviseur par 2 donnant sous forme d'échantillons temporels la variation de rayon ins- tantanée dudit vaisseau Ar(t) = (D 2 (t)-D 1 (t))/2 et des moyens de visualisation des courbes Q(t) et Ar((t) en fonction du temps t. 2 Dispositif de mesure et de visualisation selon la revendication 1, caractérisé en ce que lesdits premiers cir- cuits de calcul du débit instantané Q(t) comprennent un cir- cuit de calcul de l'énergie locale débarrassée des échos fixes E(t,z), suivi d'un circuit de calcul du diamètre d'écoulement D(t) = z 2 (t)-zl(t) constitué par un détecteur de seuil de va- leur E 0, z 2 (t) et Zl(t) étant définis par: E(t,zl(t)) = E(t,z 2 (t)) = Eo, un circuit de calcul de la vitesse moyenne V(t) de l'écoule- ment constitué par un additionneur donnant: ED V(t,z) et par un diviseur par M, M étant le nombre d'échantillons de mesure sur le segment lZl, z 2 l, et un circuit de calcul du dé- bit Q(t) comprenant, d'une part un circuit de calcul du centre de gravité zo(t) de l'écoulement, constitué d'un additionneur donnant ED V(t,z)z et d'un diviseur par la vitesse moyenne V(t) et d'autre part un additionneur donnant ED V(t,z) z-zo J suivi d'un multiplieur par une constante A fonction de l'angle 8 de l'écoulement avec le faisceau ultrasonore. 3 Dispositif de mesure et de visualisation selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce qu'il comporte en ou- tre des moyens de visualisation de la courbe du cycle cardia- que CC, paramétrée en temps, constituée par les points obtenus en portant en ordonnées les valeurs de la fonction Ar(t) en relation linéaire avec la variation de pression instantanée dans le vaissseau et en abscisses les valeurs de la fonction dudit débit instantané Q(t). 4 Dispositif de mesure et de visualisation selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il comporte en outre un circuit de calcul de l'efficacité cardiaque EFF définie par: EFF = 1 Ep/ET, relation dans laquelle Ep est égale à la surface 51 dudit cycle cardiaque et ET est égale à la surface du cycle aug- mentée de la surface adjacente 52 sous tendue par le cycle en direction de l'axe des ordonnées. Dispositif de mesure et de visualisation selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce qu'il com- porte en outre un dispositif de détection des abscisses d'un minimum, à l'instant tl, d'un maximum suivant, à l'instant t 3, et d'un deuxième minimum suivant, à l'instant t 2, de la fonc- tion Ar(t), la durée At = tz-tl étant celle d'un cycle cardia- que, un processeur de décomposition en série de Fourier qui reçoit les signaux échantillonnés dans le temps Ar(t) et Q(t) entre les instants t 1 et t 2 et en déduit des échantillons fré- quentiels Ar(kfo) et Q(kfo), fo = 1/At étant la fréquence fon- damentale du cycle cardiaque et k le rang de l'harmonique con- sidéré, et un processeur de calcul d'impédance qui fournit, pour chaque harmonique l'amplitude ll Ark/Qkll et la phase Arg(Ark/Qk) de l'impédance de la section de vaisseau ana- lysée. 6 Dispositif de mesure et de visualisation selon la revendication 5, caractérisé en ce qu'il comporte en outre des moyens de visualisation de l'amplitude et de la phase de l'im- pédance point par point, pour chaque harmonique du cycle car- diaque. 7 Dispositif de mesure et de visualisation selon l'une quelconque des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que la première unité de mesure de vitesse d'écoulement et la deuxième unité de mesure de vitesse de déplacement des parois comprennent chacune un circuit d'intercorrélation délivrant, à partir de deux échos successifs, des valeurs de fonctions de corrélation, et un circuit de multiplexage-interpolation four- nissant à partir desdites valeurs de corrélation une estimée de la vitesse V(t,z), respectivement V 1 (t,z) et V 2 (t,z).