FR 2724245 A1 19960308 FR 9510256 A 19950831 La présente invention concerne le domaine du diagnostic ultrasonique de structures biologiques vivantes et, en particulier, des procédés d'analyse et de mesure en temps réel de variations temporelles de tissus dans des signaux ultrasoniques destinés à une amélioration qualitative des images de tissus et à une caractérisation qualitative et quantitative de dimensions et/ou de la configuration des objets dont l'image est réalisée. On rappellera qu'un certain nombre de techniques liées à ce domaine font partie de l'art antérieur. C'est en premier lieu le cas de techniques d'acquisition en temps réel d'une séquence d'images ultrasoniques bidimensionnelles. C'est aussi le cas de techniques de filtrage temporel en temps réel d'images bidimensionnelles à l'aide d'un filtre récurrent. C'est encore le cas de techniques d'obtention de quantification binaire d'un objet donné sur la base de l'établissement d'un seuil de l'information d'une image bidimensionnelle unique sont également considérées: de telles techniques sont par exemple décrites dans le brevet des Etats Unis 5 195 521 de M. E. Hewlett et T.A. Shoup, le 23 mars 1993, intitulé "Tissue measurements", c'est-à-dire Mesures de tissus et dans le document "Image Analysis and Mathematical Morphology", c'est-à-dire Analyse d'images et morphologie mathématique de J. Serra, Academic Press, Londres, 1982. C'est également le cas de techniques, décrites elles aussi dans les deux documents cités à l'instant, destinées à calculer la superficie d'un objet binaire bidimensionnel et des estimations volumiques sur la base d'un objet binaire bidimensionnel et d'hypothèses de géométrie tridimensionnelle. La présente invention concerne une combinaison - d'une analyse temporelle basée sur un nombre donné d'images ultrasoniques bidimensionnelles, - de nouveaux principes destinés à une analyse temporelle des signaux ultrasoniques et - d'un traitement ultérieur possible des résultats d'une analyse temporelle en utilisant un traitement spatial au moyen de dimensions d'un voisinage local qui peuvent être commandées par un logiciel et/ou par l'utilisateur. En outre, l'invention décrit une extraction, à partir de l'objet bidimensionnel binaire, d'une série de composants connectés ainsi qu'une mesure et un affichage simultanés d'attributs associés à une série de cavités de la scène dont l'image est réalisée. Finalement, l'invention fournit des procédés d'utilisation des résultats de quantification automatique obtenus dans la construction de géométries à trois et à quatre dimensions dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle. Le but de la présente invention est d'utiliser l'information qui est présente dans une séquence temporelle d'images ultrasoniques, et qui est souvent définie de façon médiocre dans une image bidimensionnelle unique, de façon à atteindre 1. des perfectionnements de la qualité des images bidimensionnelles de tissus, 2. de nouvelles modalités, par exemple des indicateurs de traçage de fluides ou de catégories de tissus spécifiques, y compris la présence d'agents de contraste ultrasonique, et 3. des caractérisations qualitatives ou quantitatives robustes des dimensions et/ou de le configuration des objets détectés dans une analyse temporelle et spatiale combinée. En outre, l'invention décrit la manière dont des résultats d'une quantification automatique d'imagerie bidimensionnelle peuvent être utilisés pour obtenir efficacement des dimensions et/ou une configuration qualitatives ou quantitatives dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle sans reconstruire des images bidimensionnelles individuelles. La mise en oeuvre d'un traitement temporel diffère de l'art antérieur en ce qu'un nombre donné de trames d'images sont rendues disponibles pour une analyse temporelle en temps réel par un algorithme quelconque. Ceci permet d'envisager divers algorithmes possibles, y compris une amélioration d'images bidimensionnelles et un traçage de nouvelles modalités, par exemple la présence d'agents ultrasoniques de contraste, l'une et l'autre en fonction des données. Ce traçage est décrit dans la présente invention. L'algorithme proposé pour améliorer l'imagerie bidimensionnelle de tissus diffère de l'art antérieur en ce qu'il préserve localement des segments monotones dans la direction temporelle. Cette propriété assure une minimisation du risque éventuel d'affecter le mouvement de parois des séquences d'images bidimensionnelles. En outre, des phénomènes spécifiques, par exemple des valvules cardiaques humaines, peuvent être traitées spécifiquement et l'effet d'un filtrage est donc ajusté finement en fonction de la teneur locale de la scène dont l'image est formée. La mise en oeuvre proposée pour l'algorithme d'amélioration de l'imagerie bidimensionnelle de tissus est basée sur une approximation au moyen d'une série de signaux monotones localement et elle diffère de l'art antérieur en ce que la propriété monotone est exploitée d'une façon optimale, que la résolution temporelle est maintenue dans les images filtrées et qu'un flou temporel aux limites est empêché. La quantification d'objets binaires bidimensionnels diffère de l'art antérieur en ce qu'elle est basée sur l'information contenue dans un nombre donné d'images bidimensionnelles consécutives et non dans une image bidimensionnelle unique, et qu'elle peut donc utiliser tout le potentiel décrit dans la présente invention en ce qui concerne l'analyse temporelle. En outre, un filtre spatial dont les dimensions de voisinage local peuvent être commandées par logiciel et/ou par l'utilisateur est appliqué d'une manière telle que la résolution des résultats de détection peut être régulée afin de refléter la qualité et la signification statistique des images ultrasoniques sous-jacentes. La mesure d'affichage des résultats de quantification binaire diffère de l'art antérieur en ce qu'une série de composants connectés peut être extraite et mesurée et que les attributs associés peuvent être affichés simultanément. La présente invention décrit la manière dont des résultats de quantification automatique d'une caractérisation d'imagerie bidimensionnelle ultrasonique peuvent être utilisés pour obtenir des représentations de structures tridimensionnelles dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle. Cette technique diffère de l'art antérieur en ce qu'une information qualitative et quantitative de dimensions et/ou de configuration peut être obtenue pour des objets tridimensionnels moyennant une exigence réduite de traitement parce qu'il est possible d'éviter la reconstruction des pixels acoustiques, ou voxels, nécessaire dans l'art antérieur de l'imagerie ultrasonique tridimensionnelle. On se réfère à ce sujet au document de E. Steen et B. Olstad "Scale- space and boundary detection in ultrasonic imaging, using signal-adaptive anisotropic diffusion", c'est-à- dire Espace d'échelle et détection de limites en imagerie ultrasonique, en utilisant une diffusion anisotrope adaptative au signal, paru dans Proceedings of SPIE Medical Imaging '94, New Port Beach, Californie, 1994. Compte tenu des techniques connues, la présente invention utilise, comme point de départ, des procédés connus d'acquisition d'images ultrasoniques en deux dimensions et en trois dimensions De façon générale, elle décrit en premier lieu des techniques nouvelles d'analyse numérique d'une séquence d'images ultrasoniques consécutives et elle explique la manière dont cette procédure peut être organisée pour réaliser des images bidimensionnelles améliorées de tissus ou pour afficher de nouvelles modalités qui incluent une imagerie d'agents de contraste ultrasoniques. La présente invention décrit en outre la manière dont les résultats d'une analyse temporelle peuvent être combinés avec un schéma de traitement spatial afin d'obtenir une représentation binaire, d'un fluide ou d'une catégorie de tissu donnés, extraite d'une information contenue dans la séquence complète d'images ultrasoniques bidimensionnelles. L'image binaire est séparée en une série de composants connectés et des mesures associées sont calculées et affichées simultanément en temps réel. L'invention décrit encore la manière dont des résultats de quantification automatique peuvent être intégrés pour obtenir des géométries à trois dimensions et à quatre dimensions à partir d'une imagerie ultrasonique en trois dimensions. De façon plus spécifique, la présente invention fournit, selon un premier aspect, un procédé destiné à analyser et mesurer en temps réel des variations temporelles de tissus dans des signaux ultrasoniques au cours d'un examen de structures biologiques vivantes, et destiné à une amélioration de la qualité des images des tissus et à une caractérisation qualitative et quantitative des dimensions et/ou de la configuration d'objets dont l'imagerie est effectuée, y compris des cavités, des vaisseaux, des catégories de tissus ou divers niveaux de perfusion sanguine dans une catégorie donnée de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: 1) acquérir et mémoriser un nombre prédéterminé de trames d'images ultrasoniques; 2) mettre à jour le nombre mémorisé des trames d'images en effaçant la trame la plus ancienne et en incluant une nouvelle trame d'image; 3) rendre disponible pour une analyse numérique de données le nombre mémorisé de trames d'images; 4) analyser numériquement l'évolution temporelle à chaque coordonnée spatiale dans le nombre d'images mémorisées; 5) mémoriser le résultat de l'analyse temporaire en tant qu'image indicatrice non binaire, et 6) afficher sur une unité d'affichage ladite image indicatrice non binaire. Le procédé comprendre en outre, de préférence, les étapes consistant à: traiter l'image indicatrice non binaire au moyen d'un niveau de seuil variable dans l'espace de manière à produire une image indicatrice binaire; extraire de l'image indicatrice binaire une série de composant connectés; extraire des représentation numériques des limites desdits composants connectés et les rendre disponibles en vue d'une analyse en temps réel au moyen d'un traitement numérique, et afficher simultanément en temps réel la superficie et d'autres attributs dérivés associés à une série desdits éléments connectés. Lorsqu'il inclut cette modalité préférée, le procédé peut comprendre en outre, de façon particulièrement intéressante une ou plusieurs des étapes consistant à intégrer numériquement une séquence desdits composants connectés extraits dans une acquisition ultrasonique tridimensionnelle afin de reconstruire une géométrie à trois dimensions, et/ou intégrer numériquement lesdits composants connectés à partir d'un nombre donné de boucles cinétiques dans une acquisition ultrasonique tridimensionnelle déclenchée de manière à reconstruire une géométrie tridimensionnelle en fonction du temps; et/ou: intégrer numériquement lesdits composants connectés à partir d'une acquisition ultrasonique tridimensionnelle en temps réel, ce qui fournit en temps réel une description géométrique tridimensionnelle en fonction du temps. Qu'il inclue ou non la modalité préférée exposée ci-dessus, le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant à: traiter ladite image indicatrice non binaire au moyen d'un filtre de voisinage spatial en examinant une série de lignes d'analyse voisines et une série de plages voisines avant qu'un seuil ne soit appliqué à ladite image indicatrice temporelle. et/ou les étapes consistant à: calculer ledit filtre en appliquant un premier seuil à l'image, accumuler le nombre d'éléments d'images supérieur au niveau de seuil à l'intérieur dudit voisinage spatial et, finalement, appliquer un seuil à ce nombre à l'aide d'une valeur qui dépend des dimensions dudit voisinage spatial. et/ou l'étape consistant à: réguler les dimensions dudit voisinage spatial d'une manière telle que la résolution de détection peut être régulée de façon à concorder avec la qualité des images ultrasoniques sous-jacentes. Le procédé peut comprendre en outre les étapes consistant à: mémoriser lesdites trames d'images ultrasoniques dans une file d'attente d'images du type premier entré premier sorti, ou FIFO, de dimensions fixes, et maintenir l'ordre d'enregistrement entre les trames d'image; quantifier les signaux temporaires à l'aide d'un nombre donné de bits qui peuvent être répartis de façon non uniforme parmi les trames d'image, et utiliser ladite représentation de bits en tant qu'adresse de consultation dans une banque de mémoire, ou dans une architecture hiérarchique interconnectée de banques de mémoire, qui retient une représentation calculée au préalable du filtre temporel. Le procédé peut alors comprendre en outre les étapes consistant à: sélectionner une trame dans la séquence des trames d'images et diriger différemment le flux de trame d'images d'une manière telle que ladite image indicatrice non binaire remplace la trame d'image sélectionnée à la prochaine étape temporelle quand une nouvelle trame d'image a été acquise afin de réaliser un filtrage récurrent dans une partie de ladite séquence de trames d'images; et/ou les étapes consistant à: quantifier les valeurs obtenues dans les séquences de trames d'images à une coordonnée spatiale donnée relative à une valeur associée à une trame d'image sélectionnée dans ladite séquence de trames d'images et ensuite mélanger, au résultat du filtre donné par la valeur de l'image indicatrice non binaire à la même coordonnée spatiale, ladite valeur associée à ladite trame d'image sélectionnée afin de réduire le nombre de bits de ladite représentation de bits quantifiée. Le procédé peut, de façon avantageuse, comprendre en outre les étapes consistant à: calculer, en tant que version améliorée de l'image bidimensionnelle dans l'analyse B de tissu, ladite image indicatrice non binaire obtenue par ladite analyse d'évolutions temporelles et l'afficher en temps réel sur une unité d'affichage. Le procédé peut comprendre en outre, en particulier s'il présente la modalité avantageuse citée ci-dessus, l'étape consistant à: appliquer un filtre qui préserve, dans ladite analyse d'évolutions temporelles, des segments monotones localement. Dans ce cas, le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant à: utiliser comme base de ladite analyse d'évolutions temporelles une approximation des signaux temporels ou de signaux temporels dérivés avec une série de signaux monotones localement. Le procédé peut comprendre en outre de façon avantageuse les étapes consistant à: calculer ladite image indicatrice non binaire obtenue par ladite analyse temporelle en tant qu'indicateur pour un fluide spécifique, ou une catégorie spécifique de tissu, ou du sang contenant des agents de contraste ultrasonique, ou différents niveaux de perfusion de sang dans une catégorie de tissus et l'afficher en temps réel sur une unité d'affichage en même temps que l'image bidimensionnelle du tissu, soit comme image séparée, soit sous forme encodée en couleurs. Le procédé peut alors comprendre en outre l'étape consistant à: utiliser comme base de ladite analyse d'évolutions temporelles une mesure de la variance temporelle. Le procédé peut comprendre en outre, s'il présente l'une des deux modalités avantageuses citées ci-dessus, les étapes consistant à: interpoler spatialement un certain nombre de lignes d'analyse entre chaque ligne mesurée d'analyse dans les images ultrasoniques bidimensionnelles; déporter d'une manière cyclique la position des lignes d'analyse mesurées entre chaque acquisition d'image bidimensionnelle d'une manière telle que toutes les lignes d'affichage sont mesurées exactement une fois au cours d'un cycle complet, et appliquer cette séquence d'images à ladite analyse temporelle ou à d'autres techniques qui effectuent un filtrage et/ou une interpolation dans la direction temporelle. Selon un deuxième aspect, la présent invention fournit un procédé de synthèse d'au moins une géométrie tridimensionnelle dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle, basé sur les résultats d'un procédé destiné à analyser et mesurer en temps réel des variations temporelles et/ou spatiales de tissus dans des signaux ultrasoniques au cours d'un examen de structures biologiques vivantes, destiné à la caractérisation qualitative et quantitative des dimensions et/ou de la configuration d'objets dont l'imagerie est effectuée, y compris des cavités, des vaisseaux, des catégories de tissus ou divers niveaux de perfusion sanguine dans une catégorie donnée de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant a: 1) produire en temps réel une image indicatrice binaire basée sur la teneur d'information d'une unique trame d'image ultrasonique bidimensionnelle ou d'une séquence de trames d'image ultrasonique bidimensionnelle; 2) extraire de ladite image indicatrice binaire une série de composants connectés, et 3) reconstruire numériquement des géométries tridimensionnelles en intégrant une séquence desdits composants connectés extraits au cours d'une acquisition ultrasonique tridimensionnelle de manière à reconstruire une géométrie tridimensionnelle. Selon un troisième aspect, la présent invention fournit un procédé de synthèse d'au moins une géométrie tridimensionnelle dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle, basé sur les résultats d'un procédé destiné à analyser et mesurer en temps réel des variations temporelles et/ou spatiales de tissus dans des signaux ultrasoniques au cours d'un examen de structures biologiques vivantes, destiné à la caractérisation qualitative et quantitative des dimensions et/ou de la configuration d'objets dont l'imagerie est effectuée, y compris des cavités, des vaisseaux, des catégories de tissus ou divers niveaux de perfusion sanguine dans une catégorie donnée de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: 1) produire en temps réel une image indicatrice binaire basée sur la teneur d'information d'une unique trame d'image ultrasonique bidimensionnelle ou d'une séquence de trames d'image ultrasonique bidimensionnelle; 2) extraire de ladite image indicatrice binaire une série de composants connectés, et 3) reconstruire numériquement des géométries tridimensionnelles en intégrant une séquence desdits composants connectés extraits au cours d'une acquisition ultrasonique tridimensionnelle déclenchée de manière à reconstruire une géométrie tridimensionnelle en fonction du temps. Selon un troisième aspect, la présent invention fournit un procédé de synthèse d'au moins une géométrie tridimensionnelle dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle, basé sur les résultats d'un procédé destiné à analyser et mesurer en temps réel des variations temporelles et/ou spatiales de tissus dans des signaux ultrasoniques au cours d'un examen de structures biologiques vivantes, destiné à la caractérisation qualitative et quantitative des dimensions et/ou de la configuration d'objets dont l'imagerie est effectuée, y compris des cavités, des vaisseaux, des catégories de tissus ou divers niveaux de perfusion sanguine dans une catégorie donnée de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: 1) produire en temps réel une image indicatrice binaire basée sur la teneur d'information d'une unique trame d'image ultrasonique bidimensionnelle ou d'une séquence de trames d'image ultrasonique bidimensionnelle; 2) extraire de ladite image indicatrice binaire une série de composants connectés, et 3) reconstruire numériquement des géométries tridimensionnelles en intégrant une séquence desdits composants connectés extraits au cours d'une acquisition ultrasonique tridimensionnelle en temps réel, ce qui réalise en temps réel une description de géométrie tridimensionnelle en fonction du temps. Lorsqu'il est conforme à l'une des modalités particulièrement intéressantes décrites plus haut, ou à l'un des trois derniers aspects exposés à l'instant, le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant à: calculer des caractéristiques qualitatives et quantitatives de dimensions et/ou de configuration desdits objets tridimensionnels. et/ou l'étape consistant à: créer des visualisations tridimensionnelles desdits objets tridimensionnels. Les résultats obtenus à partir de la présente invention peuvent être résumés de la manière suivante. 1. Le traitement temporel décrit dans la présente invention utilise un nombre donné d'images ultrasoniques qui sont rendues disponibles pour une analyse en temps réel effectuée selon un algorithme quelconque. 2. L'algorithme d'amélioration temporelle pour des tissus en deux dimensions préserve des segments monotones localement, ce qui minimise le risque d'affecter le mouvement de paroi dans une séquence d'images bidimensionnelles. En outre, la fréquence de trame de la séquence originale d'images est maintenue, et des valvules et d'autres particularités qui dépendent de l'image peuvent être traitées explicitement. 3. La présente invention décrit la manière dont de nouvelles modalités d'images peuvent être engendrées en extrayant des informations à partir des évolutions temporelles. En particulier, la présente invention décrit la manière dont des agents de contraste ultrasonique peuvent être mis en évidence dans la scène dont l'image est réalisée. 4. Un fluide ou des catégories de tissus dont l'image est réalisée sont identifiés en temps réel en fonction de l'information complète contenue dans une séquence d'images bidimensionnelles. En outre, le traitement spatial est effectué conformément à des dimensions de voisinage spatial qui peuvent être régulées par l'utilisateur et/ou par le logiciel afin de refléter la qualité et la signification statistique présentes dans la séquence sous-jacente d'images ultrasoniques. 5. Les quantifications binaires peuvent être séparées en une série de composants connectés et peuvent être mesurées simultanément. 6. Des résultats de quantification automatique sont utilisés pour obtenir une information qualitative et quantitative concernant les dimensions et/ou la configuration d'objets tridimensionnels dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle en n'exigeant qu'un traitement réduit parce que la reconstruction de voxels, qui est nécessaire dans l'art antérieur pour une imagerie ultrasonique tridimensionnelle, est évitée. Les buts, particularités et avantages de la présente invention exposés ci-dessus ainsi que d'autres ressortiront plus clairement à partir de la description qui suit, prise en liaison avec les dessins annexés dans lesquels: la figure 1 représente un agencement comprenant cinq trames d'images, un retard de deux images à la traversée du processus de filtrage, un filtrage non récurrent, une quantification concernant la troisième image, un filtrage dans une banque de mémoire unique et un mélange entre le résultat filtré et la troisième image d'origine; la figure 2 est semblable à la figure 1 sauf que la quatrième image reçoit l'image filtrée, au lieu de l'ancien contenu de la troisième image, afin d'obtenir un filtrage récurrent; la figure 3 est semblable à la figure 1 sauf que l'entrée de donnée a été modifiée d'une manière telle que la donnée n'est affectée d'aucun retard à la traversée du processus de filtrage; la figure 4 est semblable à la figure 3 sauf qu'une modification possible destinée à un filtrage récurrent a été indiquée; la figure 5 illustre la manière dont les signaux temporels sont engendrés pour divers emplacements spatiaux dans une scène bidimensionnelle; la figure 6 illustre un signal temporel engendré par une structure en déplacement rapide qui passe coordonnée spatiale donnée; la figure 7 illustre la manière dont la configuration du faisceau peut être décalée de manière cyclique; la figure 8 illustre le voisinage spatial utilisé dans le traitement spatial ultérieur en temps réel des caractérisations contenues dans l'analyse temporelle; la figure 9 illustre une image indicatrice binaire à deux composants connectés; la figure 10 illustre la manière dont des images indicatrices binaires peuvent être intégrées dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle afin d'obtenir des caractérisations de la courbe géométrique tridimensionnelle complète de l'objet dont l'image est réalisée. La description détaillée qui suit concernera en premier lieu un appareil destiné à l'analyse temporelle, puis une analyse temporelle de signaux ultrasoniques, puis une amélioration des images tridimensionnelles de tissus obtenues par analyse B, puis une création et une quantification de nouvelles modalités, puis une augmentation de la résolution spatiale et temporelle, puis un traitement spatial des indicateurs temporels, puis une extraction d'informations à partir d'images indicatrices binaires et finalement une imagerie ultrasonique tridimensionnelle et elle se terminera par un résumé de ces divers points. En ce qui concerne l'appareil destiné à l'analyse temporelle, des techniques d'acquisition en temps réel d'une séquence d'images ultrasoniques sont, comme indiqué précédemment, considérées comme relevant de l'art antérieur. De plus, les trames d'images sont habituellement mémorisées temporellement dans un tampon annulaire qui maintient des trames d'images à l'intérieur de l'analyseur ultrasonique pour permettre leur relecture et leur édition ultérieure. Le principe du filtrage temporel d'images ultrasoniques est lui aussi considéré comme relevant de l'art antérieur. Les analyseurs ultrasoniques utilisent, dans la majorité des cas, un schéma de filtrage comme celui qui est défini par l'équation suivante: IF(r, 8) = a.IF(r, 8) + (1 - a).IM(r, e) (1) o IF représente l'image filtrée affichée sur l'unité d'affichage et IM représente les trames d'images qui sont mesurées directement par l'analyseur ultrasonique. L'équation (1) est répétée pour chaque plage et pour chaque ligne d'analyse de l'image représentées par r et e respectivement. Le paramètre a est utilisé pour réguler la largeur de la traîne d'images ultrasoniques dont la moyenne doit être calculée dans le filtre temporel. L'invention décrit un appareil dans lequel les signaux mesurés dans une fenêtre temporelle complète sont rendus disponibles pour une analyse numérique. Les figures 1, 2, 3 et 4 représentent des schémas fonctionnels de la manière dont ceci peut être mis en oeuvre. Dans le présent exemple, le nombre de trames d'images mesurées qui sont rendues disponibles pour une analyse numérique est de cinq et ces images sont désignées aux figures comme "Image 0", "Image 1", "Image 3" et "Image 4". Chacune de ces images contient les valeurs dont l'imagerie est réalisée, ou des valeurs d'images dérivées enregistrées à chaque coordonnée r et e dans la scène dont l'image est réalisée. Le filtre temporel, numérique, est ensuite calculé en fonction d'une séquence temporelle selon l'équation: IF = T(Image 0 (r, @),..., Image N (r, O)) (2) N désigne le nombre donné de trames qui sont utilisées dans l'analyse temporelle et l'équation est répétée pour chaque plage et chaque ligne d'analyse des images. Après chaque nouvelle acquisition d'image, la nouvelle image ou une image comportant des attributs dérivés est insérée comme "Image 0", la N-ième image est éliminée et les autres images sont décalées logiquement d'une position vers la droite. L'image "Image K" contient donc l'image enregistrée il y a k étapes temporelles, une étape temporelle représentant le temps d'acquisition d'une image bidimensionnelle unique. Les figures 1, 2, 3 et 4 désignent l'une des images comme "image centrale". Cette image est la trame d'image qui correspond à la sortie de filtrage temporel. Les figures 1, 2, 3 et 4 indiquent aussi la manière dont une représentation quantifiée de bit peut être obtenue pour constituer le signal temporel. La représentation de bit est obtenue par l'une des deux techniques suivantes: 1. Selon la première de ces techniques, chacune des valeurs est quantifiée à l'aide d'un nombre donné de bits en appliquant, soit une quantification linéaire directe, soit un art antérieur destiné à une quantification optimale, à vecteur non linéaire. Le nombre de bits peut être réparti de façon non uniforme le long du signal temporel de façon que des valeurs proches de "l'image centrale" utilisent de nombreux bits et que des valeurs éloignées de "l'image centrale" utilisent peu de bits et ne sont donc représentées que selon une quantification approximative. 2. Selon l'autre de ces techniques, seules les différences par rapport à la valeur de "l'image centrale" sont quantifiées au moyen d'un nombre donné de bits en appliquant, soit une quantification linéaire directe, soit un art antérieur destiné à une quantification optimale, à vecteur non linéaire. Le nombre de bits peut ici aussi être réparti de façon non uniforme le long du signal temporel de façon que des valeurs proches de "l'image centrale" utilisent de nombreux bits et que des valeurs éloignées de "l'image centrale" utilisent peu de bits et ne sont donc représentées que selon une quantification approximative. Le filtre temporel est indépendant dans ce cas du niveau en courant continu du signal, et la valeur de "l'image centrale" d'origine doit être rajoutée afin de restaurer le niveau correct en courant continu. Les figures 1, 2, 3 et 4 illustrent ce principe au moyen d'une une mémoire morte programmable de volume, ou "(PROM)" de volume", qui mélange le résultat de filtrage avec la valeur d'origine de "l'image centrale" et qui peut réguler l'amplitude du filtre temporel final. La représentation de bits quantifiée peut être utilisée pour restaurer une représentation quantifiée du signal temporel d'origine. Le filtre réel est donc construit en passant par toutes représentations possibles de bits, en restaurant le signal temporel d'origine, en calculant un filtre temporel par un algorithme quelconque sur un ordinateur, et en mémorisant le résultat à l'adresse associée à la représentation de bits. Le filtre en temps réel est ensuite réalisé en tant que table à consulter dans une banque de mémoire qui maintient, à l'adresse donnée par la représentation de bits quantifiée du signal temporel, les résultats de filtrages calculés au préalable. Les figures 1, 2, 3 et 4 illustrent ce principe à l'aide d'un exemple. Le module de mémoire morte programmable LUT de filtre, ou "(PROM) de filtre LUT", contient le filtre calculé au préalable dans un module de mémoire de 218 octets, c'est-à-dire 256 Koctets, qui est indexé par la représentation de bits quantifiée de 4 + 5 + 5 + 4 = 18 bits. Les dimensions du module de mémoire augmentent selon une fonction exponentielle du nombre de bits de la représentation quantifiée du signal temporel. De grandes fenêtres temporelles à quantification détaillée peuvent être réalisées par une approche similaire. Dans ce cas, le signal temporel est décomposé en séquences de bits qui peuvent être filtrées indépendamment avec un accès direct en mémoire, et les sorties de ces modules de mémoire sont interconnectées de manière hiérarchique, le module de mémoire situé au sommet contenant le résultat final du filtre calculé à partir du signal temporel entier. Cette approche limite cependant quelque peu le nombre de schémas de filtrages qui peuvent être mis en oeuvre. La figure 2 illustre la manière dont le flux d'image peut être dirigé différemment d'une manière telle que l'image qui suit "l'image centrale" reçoit à l'itération suivante, un exemplaire de l'image filtrée au lieu de "l'image centrale" elle-même. Cette direction différente permet des schémas de filtrage récurrents au moyen des valeurs qui suivent "l'image centrale". On va maintenant décrire l'analyse temporelle des signaux ultrasoniques. L'inspection visuelle d'un affichage en temps réel d'images ultrasoniques bidimensionnelles est souvent une source additionnelle importante d'informations par rapport à l'inspection d'une trame bidimensionnelle unique. Ce fait est encore plus marqué si le traitement temporel qui existe dans des analyseurs ultrasoniques actuels est mis hors service. De nombreux fluides et catégories de tissus peuvent être mieux identifiés si la caractérisation utilise une information provenant des deux domaines temporel et spatial et non l'information spatiale pure comme c'est le cas dans l'art antérieur pour une quantification en temps réel: on se référera à ce sujet au brevet des Etats Unis US-A-5 195 521 de M. E. Hewlett et T.A. Shoup cité ci-dessus. On va donc maintenant décrire une amélioration des images bidimensionnelles de tissus obtenues par analyse B. Il est connu que l'art antérieur de filtrage temporel d'images ultrasoniques réduit les composants de moucheture et de bruit aux dépens d'un mouvement réduit de paroi et d'un flou des structures en déplacement rapide comme des valvules. L'art antérieur de filtrage temporel est donc habituellement réduit à un compromis conservatif entre ces deux propriétés. L'analyse temporelle décrite dans la présente invention permet la mise en oeuvre en temps réel d'un filtre quelconque et peut donc être utilisée pour mettre en oeuvre des filtres temporels destinés à améliorer des images bidimensionnelles de tissus obtenues par analyse B. Le filtre récurrent traditionnel décrit à l'exemple 1 peut par exemple être réalisé sous la forme de IF = T(Image O(r, e),..., Image N (r, à)) = T(to, tl,... tN) = (1 - a) to + a(1 - a) t1 +... + aN(l - a) tN Un critère principal de structure qui concerne des filtres ultrasoniques temporels est que le flou temporel doit être évité, tandis que les structures de mouchetures et de bruits doivent encore être supprimées de la séquence d'images. La présente invention utilise par conséquent des filtres temporels destinés à améliorer des images bidimensionnelles de tissus qui sont prévus pour préserver des séquences monotones significatives dans les signaux temporels. Lorsque les filtres sont appliqués en tant que filtres temporels, il est possible d'utiliser les propriétés moyennant certains ajustements appropriés, en utilisant les algorithmes exposés dans l'un des trois documents suivants: le document "Scale-space and edge detection using anisotropic diffusion", c'est-à-dire Espace d'échelle et détection de bords en utilisant une diffusion anisotrope, de P. Perona et J. Malik, paru dans IEEE Trans. on Pattern Anal. and Machine Intell., 12(7), juillet 1990, le document de E. Steen et B. Olstad, déjà mentionné ci- dessus, et le document "Locally monotonic regression", c'est-à-dire Régression monotone localement, de A. Restrepo et A. C. Bovik, paru dans IEEE Trans. on Signal Processing, 41(9), septembre 1993. Aux figures 5 et 6, des structures cardiaques humaines sont prises comme exemples appropriés destinés à expliquer des aspects importants de la présente invention. La figure 5 illustre la manière dont une paroi qui se déplace le long d'une coordonnée spatiale donnée engendre une transition monotone dans l'évolution du signal temporel. L'image bidimensionnelle du tissu est désignée par 50, le signal temporel est désigné par 54 B et la coordonnée spatiale associée est désignée par 53 B. L'emplacement de la paroi est indiqué pour deux instants désignés par t1 (51) et t2 (52). Des filtres qui modifient la configuration de la transition dans le signal 54 B, y compris le filtre donné par l'équation (1), déplacent l'emplacement de la transition dans la direction temporelle, et l'apparence visuelle du mouvement de paroi est par conséquent affecté pendant l'inspection d'une séquence d'images bidimensionnelles. Il faut donc que des transitions significatives soient maintenues dans le signal filtré. La figure 5 indique aussi une variation temporelle éventuelle 54 A qui se trouve à l'intérieur d'une cavité 53 A. Les fluctuations sont ici stochastiques et sont souvent non corrélées dans la direction temporelle. On ne trouve donc aucune transition monotone significative dans le signal, et le filtrage doit être accordé de manière à maximiser la suppression de mouchetures et de bruits. La figure 5 indique une variation temporelle éventuelle 54 C qui se trouve à l'intérieur d'un tissu 53 C. L'effet de filtrage est accordé ici d'une manière telle que le bruit soit réduit, mais l'apparence de texture du tissu est cependant maintenue. Des structures en déplacement rapide engendrent une pointe du signal temporel. Ceci est illustré à la figure 6 au moyen d'une image bidimensionnelle 60 de tissu. La paroi ventriculaire 61 ainsi que l'emplacement de la valvule mitrale sont représentées dans trois images bidimensionnelles consécutives: 63A, 63 B, 63 C. Un signal temporel 64 est indiqué pour la position 62 de façon que 63 A et 65 A soient échantillonnées dans la même image bidimensionnelle de tissu. De même, 63 B et 65 B sont échantillonnées dans la même image bidimensionnelle de tissu et, finalement, 63 C et 65 C sont échantillonnées dans la même image bidimensionnelle de tissu. Le filtre est donc finement accordé en vue d'une imagerie précise, par exemple, de valvules cardiaques, en estimant l'amplitude ou la signification statistique de pointes et en permettant à ces signaux de traverser le filtre sans être traités par les filtres temporels, ou même en étant accentués par ceux-ci. L'invention utilise une approche directe afin d'obtenir un filtrage temporel qui préserve des séquences monotones significatives. Le procédé s'applique à une séquence unidimensionnelle de mesures qui peut représenter l'évolution temporelle de mesures à un emplacement spatial fixe dans une imagerie ultrasonique à 2 ou 3 dimensions. Le signal unidimensionnel est approché au moyen d'un certain nombre de segments monotones. Un segment monotone unique est calculé en minimisant la somme des carrés des erreurs entre les mesures et le signal filtré à croissance ou décroissance monotone. Cette technique est décrite dans le document de A. Restrepo et A.C. Bolik cité ci-dessus et dans les références qui y sont contenues. A la différence des travaux cités dans ce document, la présente invention n'exige pas que le signal temporel soit monotone localement en chaque point. Une telle exigence concernant un indicateur de particularité réduisait effectivement la séquence maximale de trames de la séquence d'images d'origine. Au contraire, la présente invention exige seulement que le signal temporel puisse être décomposé en une séquence d'intervalles consécutifs qui sont monotones localement. Le nombre réel de segments est spécifié, soit a priori en tant que paramètre de l'algorithme, soit en termes d'un nombre maximal de segments. Dans ce dernier cas, la correspondance avec les mesures réelles est utilisée pour estimer le nombre réel de segments monotones présents dans le signal en cours d'analyse. Cette approximation peut être calculée efficacement au moyen d'une programmation dynamique comme l'équation: E(n, 1, j) = min (E(n - 1, 1, i)+ EMono ( + 1, j)} (3) i=l,...,j-1 dans laquelle, E(n, 1, j) désigne l'erreur obtenue dans l'approximation du signal (tl, t2,... tj) pour n segments monotones et EMono (i + 1, j) désigne l'erreur obtenue dans l'approximation du signal (ti+l,..., tj) pour un segment monotone, comme exposé dans le document de A. Restrepo et A. C. Bovik cité ci-dessus et les références qui y sont citées. Les valeurs réelles de filtre qui peuvent être calculées en maintenant une information concernant les emplacements o les divisions optimales ont été situées et en calculant ensuite des approximations monotones, indépendamment, dans chacun de ces segments. La régression monotone limite le comportement oscillatoire du signal, mais elle préserve des transitions significatives dans le signal et empêche un flou aux limites entre des segments adjacents. Dans une analyse temporelle d'ultrasons, ces qualités de filtrages sont exploitées pour obtenir une réduction significative du bruit sans affecter une identification de mouvement de paroi et de valvule. On va maintenant décrire la création et la quantification de nouvelles modalités. L'analyse temporelle décrite dans la présente invention permet de mettre en oeuvre un filtre quelconque et peut donc être utilisé aussi pour extraire, à partir des signaux temporels, d'autres types d'informations en plus de l'image de tissu bidimensionnelle améliorée d'analyse B. L'analyse temporelle peut être décrite de la manière suivante IFI = T(Image 0 (r, e),..., Image N (r, e)) = T(to0, t1,... tN) o IFI désigne un indicateur de particularité, FI représentant les initiales des mots anglo-saxons "Feature Indicator" traduits par indicateurs de particularité, et to, t1,... tN constituent la séquence temporelle de signaux mesurés ou d'une information dérivée acquise à une coordonnée spatiale donnée et fournie à l'analyse temporelle. T(.) désigne l'analyse temporelle qui extrait l'indicateur de manière à déterminer la présence éventuelle d'une particularité donnée dans les signaux temporels. L'analyse temporelle, T(.) peut être adaptée d'une manière telle que I devienne un indicateur d'un fluide spécifique ou d'une catégorie spécifique de tissu ou de sang contenant des agents de contraste ultrasonique, ou encore de niveaux divers de perfusions de sang dans une catégorie donnée de tissu. L'image qui en résulte est affichée en temps réel avec l'image bidimensionnelle de tissu sur une unité d'affichage, soit sous la forme d'une image séparée, soit sous une forme encodée en couleur. Une analyse temporelle qui caractérise l'activité temporelle peut être utilisée en tant qu'indicateur de particularité pour tracer des particularités spécifiques, y compris la présence d'agents de contraste ultrasonique. L'activité temporelle peut être caractérisée en mesurant la variance de signaux dans la direction temporelle, soit par mesure directe de la variance statistique, soit en normalisant en premier lieu le signal conformément à la description de la présente invention de manière à obtenir des images bidimensionnelles améliorées de tissus. Ladite normalisation assure que des transitions monotones significatives, dues par exemple à un mouvement de paroi, ne sont pas encodées en tant que régions à activité temporelle élevée. On va maintenant décrire un accroissement de la résolution spatiale et temporelle. La vitesse du son dans l'eau et/ou dans les tissus limite le nombre de faisceaux qui peuvent être mesurés par seconde. Supposons qu'un analyseur ultrasonique donné peut mesurer N faisceaux par seconde au cours d'une imagerie bidimensionnelle de tissu en temps réel. L'imagerie bidimensionnelle de tissu de l'art antérieur permet à l'utilisateur de sélectionner une fréquence donnée de trame. Supposons que cette fréquence sélectionnée de trame est désignée par F, des valeurs typiques actuelles de F étant dans la plage de 20 à 60. Dans ce cas, N/F faisceaux sont disponibles pour échantillonner une trame bidimensionnelle unique et les images affichées sont des versions spatialement interpolées de trames bidimensionnelles. Afin d'améliorer la résolution spatiale et/ou la fréquence de trame d'une imagerie bidimensionnelle de tissu, l'analyse temporelle peut être appliquée de manière à améliorer la qualité d'interpolation spatiale. La technique est basée sur les étapes suivantes: 1. Désignons par M le nombre de faisceaux d'une trame unique et désignons par F la fréquence de faisceaux, c'est-à-dire le nombre d'images par seconde. Les M faisceaux sont en premier lieu interpolés spatialement d'une manière telle que l'on obtient une image équivalente à une acquisition ordinaire à M.k faisceaux. La valeur k est un paramètre de la procédure et prend les valeurs 2, 3, 4,... kmax. La valeur de kmax est donnée par la capacité de traitement de l'analyseur ultrasonique. 2. L'étape 1 est répétée k fois d'une manière telle que les M faisceaux mesurés de chaque acquisition sont décalés de façon que chacune des M.k positions de faisceau soit mesurée directement une fois au cours des k itérations de l'étape 1. 3. Les étapes 1 et 2 sont ensuite répétées en continu et les images bidimensionnelles de la séquence résultante, à M.k faisceaux, sont appliquées chacune en tant qu'entrée à un schéma d'analyse et/ou d'interpolation temporelle qui inclut des techniques décrites dans la présente invention ou existantes dans l'art antérieur. 4. l'analyse temporelle peut utiliser en outre des informations secondaires concernant l'emplacement des faisceaux mesurés afin que ces mesures puissent être accentuées dans le traitement temporel. La technique décrite peut être utilisée pour accroître la résolution spatiale pour une fréquence fixe de trames ou pour augmenter la fréquence de trames pour une résolution spatiale donnée, ou pour améliorer tant la fréquence de trame que la résolution spatiale. La Figure 7 illustre le concept pour une image bidimensionnelle 70 de tissu. la figure illustre l'exemple o k = 2. Chaque trame paire d'image dans l'ordre temporel est échantillonnée au moyen des faisceaux 71, chaque trame impaire d'image dans l'ordre temporel est échantillonnée au moyen des faisceaux 72. La configuration d'analyse entre les faisceaux individuels 71 est arbitraire et peut être utilisée pour optimiser la qualité d'image. De même, la configuration d'analyse entre les faisceaux individuels 72 est elle aussi arbitraire. On va maintenant décrire le traitement spatial d'indicateurs temporels. Lesdites images indicatrices non binaires obtenues dans l'analyse temporelle de la manière décrite ci-dessus sont traitées en temps réel au moyen d'un filtre de voisinage spatial pour améliorer la robustesse statistique des estimations obtenues dans ladite analyse temporelle. Le filtre spatial est réalisé d'une manière telle qu'une série de lignes voisines d'analyse et une série de plages voisines sont examinées avant qu'un seuil ne soit appliqué à l'image pour obtenir une image indicative binaire. La figure 8 illustre l'entrée au filtre spatial pour une image bidimensionnelle 80 de tissu. Un objet éventuel dont une image est réalisée, par exemple le ventricule gauche 81, est indiqué. Le voisinage spatial 84 inclut une série de plages entre une valeur minimale de plage 82 A et une valeur maximale de plage 82 B. Le voisinage 84 inclut lui aussi une série de lignes d'analyses entre une ligne d'analyse 83 A située à l'extrême gauche et une ligne d'analyse 83 B située à l'extrême droite. Le filtre de voisinage spatial est réalisé d'une manière telle que l'utilisateur ou une procédure automatique peut déterminer une dimension appropriée en termes du nombre de lignes d'analyses voisines et du nombre de plages voisines. La robustesse et/ou la précision du traitement spatial peuvent être régulées de cette manière afin de concorder avec la qualité de l'évidence statistique extraite de la séquence sous- jacente d'images ultrasoniques. Un filtrage spatial en temps réel à grands voisinages est réalisé en appliquant en premier lieu un seuil à l'image d'entrée et en accumulant ensuite le nombre d'éléments d'images supérieurs au niveau du seuil inclus à l'intérieur du voisinage spatial, et en appliquant finalement un seuil à ce nombre au moyen d'une valeur qui dépende des dimensions du voisinage spatial. Le niveau de seuil est un paramètre établi par l'utilisateur ou par des procédures automatiques. Le niveau de seuil peut varier avec la position spatiale dans l'image donnée par l'indice de la ligne d'analyse associée et l'indice de la plage associée. On va maintenant décrire une extraction d'information à partir d'images indicatrices binaires. L'image indicatrice binaire est traitée spatialement et est séparée en ses composants connectés. La définition de composants connectés est donnée dans l'ouvrage de J. Serra cité ci- dessus. La Figure 9 illustre une extraction de composants connectés dans une image bidimensionnelle 90 de tissu. Dans cet exemple, l'image indicatrice binaire est séparée en deux composants 91 et 92. Les représentations numériques des limites desdits composants connectés sont rendues disponibles en vue d'une analyse en temps réel au moyen d'un traitement numérique, et les attributs extraits sont simultanément affichés pour ledit composant connecté. L'extraction de composants connectés permet des interfaces d'utilisateurs améliorées dans lesquelles un objet donné de la scène dont l'image est réalisée peut être spécifié en fournissant simplement un point à l'intérieur d'une région, au lieu d'une région complète concernée, comme décrit dans l'art antérieur selon le brevet 5 195 521 de M. E Hewlett et T.A. Shoup cité ci-dessus. L'extraction d'objets multiples permet aussi un examen simultané, enregistré simultanément, de plus d'une cavité. On va maintenant décrire une imagerie ultrasonique tridimensionnelle. On désigne dans le présent document par le terme d'imagerie ultrasonique tridimensionnelle: 1. Une acquisition ultrasonique tridimensionnelle destinée à une reconstruction d'une géométrie tridimensionnelle, ou 2. une acquisition à boucle cinétique tridimensionnelle déclenchée en vue d'une reconstruction d'une géométrie tridimensionnelle en fonction du temps, ou 3. une acquisition tridimensionnelle en temps réel dans laquelle les dimensions spatiales sont analysées de façon suffisamment rapide pour fournir une information concernant une géométrie tridimensionnelle en fonction du temps. L'art antérieur de l'imagerie ultrasonique tridimensionnelle est basée sur un traitement de représentations multidimensionnelles, organisées de façon appropriée, des données acquises. De grands ensembles de données sont donc traités et les exigences de calcul auxquelles il faut satisfaire pour obtenir des visualisations ou des mesures sont très élevées. L'invention utilise lesdites images indicatrices binaires pour obtenir des caractérisations qualitatives et quantitatives de la géométrie tridimensionnelle obtenue dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle. Les images indicatrices binaires peuvent être obtenues par les techniques décrites dans la présente invention ou par des techniques qui réalisent une quantification en temps réel du contenu de l'information d'une image ultrasonique bidimensionnelle unique comme décrit dans le brevet 5 195 521 de M. E Hewlett et T. A. Shoup déjà cité. La présente variante constitue un aspect séparé de la présente invention. La géométrie tridimensionnelle est obtenue par une intégration numérique des composants binaires de la manière illustrée à la figure 10. Un ensemble complexe de données tridimensionnelles 100 est désigné. Dans cet exemple, une image bidimensionnelle de tissu a été inclinée 102, mais d'autres géométries comme celles qui sont obtenues par une translation ou par une rotation sont également possibles. L'ensemble de données tridimensionnelles peut faire partie d'une séquence de tels ensembles de données qui inclut les variations dans le temps de la scène tridimensionnelle dont l'imagerie est effectuée. Les résultats de quantification extraits de l'imagerie bidimensionnelle sous-jacente 101 sont indiqués dans la figure ainsi qu'une organisation géométrique 103 des limites de ces objets. Les composants qui se recouvrent sont intégrés par corrélation de points voisins aux limites. La charge de calcul de ce processus est faible parce qu'il faut simplement traiter les représentations numériques de la limite des composants binaires déterminés dans la quantification en temps réel. La géométrie interpolée 104 est elle aussi indiquée à la figure 10. Les géométries tridimensionnelles reconstruites obtenues par ladite technique peuvent être visualisées et mesurées au moyen de l'art antérieur de visualisation et de mesures d'objets tridimensionnels. Lesdites visualisations des mesures peuvent donc être obtenues moyennant une charge faible de traitement, et lesdites visualisations et mesures peuvent être maintenues en temps réel pour une imagerie ultrasonique tridimensionnelle en temps réel. La présente invention peut être résumée de la façon suivante. L'invention concerne des procédés d'analyse et de mesure en temps réel de variations de tissus dans des signaux ultrasoniques en vue d'améliorer la qualité d'image de tissu et la caractérisation qualitative et quantitative de dimensions et/ou de configuration des objets dont l'imagerie est traitée. Le procédé est utilisé pour l'analyse des signaux ultrasoniques acquis en vue d'examiner des structures biologiques vivantes. L'application principale concerne des hôpitaux et similaires. Le procédé s'applique à une acquisition ultrasonique en temps réel d'images bidimensionnelles. Un nombre donné des trames d'images les plus récentes est mémorisé et rendu disponible pour une analyse numérique des données. Pour chaque coordonnées spatiale, l'évolution temporelle de signal ou une évolution d'un signal temporel dérivée est extraite. Ces évolutions sont analysées numériquement et l'image qui en résulte peut être affichée sur l'unité d'affichage sous la forme d'une image bidimensionnelle améliorée de tissu et/ou d'une image indicatrice d'un tissu et/ou d'une catégorie de fluide particuliers compris dans la scène dont l'image est réalisée. Selon un aspect particulier et important de la présente invention, ladite image résultante peut en outre être traitée à l'aide d'un filtre spatial en examinant une série de lignes d'analyses voisines et une série de plages voisines à chaque coordonnée d'image et un seuil peut finalement être appliqué afin d'obtenir un indicateur binaire des objets dont l'image est réalisée et qui sont détectés dans une caractérisation combinée temporelle ou spatiale. Une série de composants connectés est extraite de l'image indicatrice binaire et ceux-ci sont rendus disponibles pour un traitement en temps réel par ordinateur, y compris des mesures et un affichage simultané d'une superficie et/ou d'autres attributs dérivés associés audits composants connectés. Les représentations numériques desdits composants connectés ou d'autres techniques de quantification en temps réel d'images ultrasoniques sont utilisées dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle pour accumuler des géométries à trois ou à quatre dimensions destinées à des caractérisations de5 dimensions et/ou de configuration au moyen de mesures et de visualisations tridimensionnelles. REVENDICATIONS 1. Procédé destiné à analyser et mesurer en temps réel des variations temporelles de tissus dans des signaux ultrasoniques au cours d'un examen de structures biologiques vivantes, et destiné à une amélioration de la qualité des images des tissus et à une caractérisation qualitative et quantitative des dimensions et/ou de la configuration d'objets dont l'imagerie est effectuée, y compris des cavités, des vaisseaux, des catégories de tissus ou divers niveaux de perfusion sanguine dans une catégorie donnée de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: 1) acquérir et mémoriser un nombre prédéterminé de trames d'images ultrasoniques; 2) mettre à jour le nombre mémorisé des trames d'images en effaçant la trame la plus ancienne et en incluant une nouvelle trame d'image; 3) rendre disponible pour une analyse numérique de données le nombre mémorisé de trames d'images; 4) analyser numériquement l'évolution temporelle à chaque coordonnée spatiale dans le nombre d'images mémorisées; ) mémoriser le résultat de l'analyse temporaire en tant qu'image indicatrice non binaire, et 6) afficher sur une unité d'affichage ladite image indicatrice non binaire. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: traiter l'image indicatrice non binaire au moyen d'un niveau de seuil variable dans l'espace de manière à produire une image indicatrice binaire; extraire de l'image indicatrice binaire une série de composant connectés; extraire des représentation numériques des limites desdits composants connectés et les rendre disponibles en vue d'une analyse en temps réel au moyen d'un traitement numérique, et afficher simultanément en temps réel la superficie et d'autres attributs dérivés associés à une série desdits éléments connectés. 3. Procédé selon la revendication 1 caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes consistant à: mémoriser lesdites trames d'images ultrasoniques dans une file d'attente d'images du type premier entré premier sorti, ou FIFO, de dimensions fixes, et maintenir l'ordre d'enregistrement entre les trames d'image; quantifier les signaux temporaires à l'aide d'un nombre donné de bits qui peuvent être répartis de façon non uniforme parmi les trames d'image, et utiliser ladite représentation de bits en tant qu'adresse de consultation dans une banque de mémoire, ou dans une architecture hiérarchique interconnectée de banques de mémoire, qui retient une représentation calculée au préalable du filtre temporel. 4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes consistant à: sélectionner une trame dans la séquence des trames d'images et diriger différemment le flux de trame d'images d'une manière telle que ladite image indicatrice non binaire remplace la trame d'image sélectionnée à la prochaine étape temporelle quand une nouvelle trame d'image a été acquise afin de réaliser un filtrage récurrent dans une partie de ladite séquence de trames d'images. 5. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes consistant à: quantifier les valeurs obtenues dans les séquences de trames d'images à une coordonnée spatiale donnée relative à une valeur associée à une trame d'image sélectionnée dans ladite séquence de trames d'images et ensuite mélanger, au résultat du filtre donné par la valeur de l'image indicatrice non binaire à la même coordonnée spatiale, ladite valeur associée à ladite trame d'image sélectionnée afin de réduire le nombre de bits de ladite représentation de bits quantifiée. 6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes consistant à: calculer, en tant que version améliorée de l'image bidimensionnelle dans l'analyse B de tissu, ladite image indicatrice non binaire obtenue par ladite analyse d'évolutions temporelles et l'afficher en temps réel sur une unité d'affichage. 7. Procédé selon la revendication 1 ou 6, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: appliquer un filtre qui préserve, dans ladite analyse d'évolutions temporelles, des segments monotones localement. 8. Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: utiliser comme base de ladite analyse d'évolutions temporelles une approximation des signaux temporels ou de signaux temporels dérivés avec une série de signaux monotones localement. 9. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes consistant à: calculer ladite image indicatrice non binaire obtenue par ladite analyse temporelle en tant qu'indicateur pour un fluide spécifique, ou une catégorie spécifique de tissu, ou du sang contenant des agents de contraste ultrasonique, ou différents niveaux de perfusion de sang dans une catégorie de tissus et l'afficher en temps réel sur une unité d'affichage en même temps que l'image bidimensionnelle du tissu, soit comme image séparée, soit sous forme encodée en couleurs. 10. Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: utiliser comme base de ladite analyse d'évolutions temporelles une mesure de la variance temporelle. 11. Procédé selon la revendication 6 ou 9, caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes consistant à: interpoler spatialement un certain nombre de lignes d'analyse entre chaque ligne mesurée d'analyse dans les images ultrasoniques bidimensionnelles; déporter d'une manière cyclique la position des lignes d'analyse mesurées entre chaque acquisition d'image bidimensionnelle d'une manière telle que toutes les lignes d'affichage sont mesurées exactement une fois au cours d'un cycle complet, et appliquer cette séquence d'images à ladite analyse temporelle ou à d'autres techniques qui effectuent un filtrage et/ou une interpolation dans la direction temporelle. 12. Procédé selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: traiter ladite image indicatrice non binaire au moyen d'un filtre de voisinage spatial en examinant une série de lignes d'analyse voisines et une série de plages voisines avant qu'un seuil ne soit appliqué à ladite image indicatrice temporelle. 13. Procédé selon la revendication 12, caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes consistant à: calculer ledit filtre en appliquant un premier seuil à l'image, accumuler le nombre d'éléments d'images supérieur au niveau de seuil à l'intérieur dudit voisinage spatial et, finalement, appliquer un seuil à ce nombre à l'aide d'une valeur qui dépend des dimensions dudit voisinage spatial. 14. Procédé selon la revendication 13, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: réguler les dimensions dudit voisinage spatial d'une manière telle que la résolution de détection peut être régulée de façon à concorder avec la qualité des images ultrasoniques sous-jacentes. 15. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: intégrer numériquement une séquence desdits composants connectés extraits dans une acquisition ultrasonique tridimensionnelle afin de reconstruire une géométrie à trois dimensions. 16. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: intégrer numériquement lesdits composants connectés à partir d'un nombre donné de boucles cinétiques dans une acquisition ultrasonique tridimensionnelle déclenchée de manière à reconstruire une géométrie tridimensionnelle en fonction du temps. 17. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: intégrer numériquement lesdits composants connectés à partir d'une acquisition ultrasonique tridimensionnelle en temps réel, ce qui fournit en temps réel une description géométrique tridimensionnelle en fonction du temps. 18. Procédé de synthèse d'au moins une géométrie tridimensionnelle dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle, basé sur les résultats d'un procédé destiné à analyser et mesurer en temps réel des variations temporelles et/ou spatiales de tissus dans des signaux ultrasoniques au cours d'un examen de structures biologiques vivantes, destiné à la caractérisation qualitative et quantitative des dimensions et/ou de la configuration d'objets dont l'imagerie est effectuée, y compris des cavités, des vaisseaux, des catégories de tissus ou divers niveaux de perfusion sanguine dans une catégorie donnée de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: 1) produire en temps réel une image indicatrice binaire basée sur la teneur d'information d'une unique trame d'image ultrasonique bidimensionnelle ou d'une séquence de trames d'image ultrasonique bidimensionnelle; 2) extraire de ladite image indicatrice binaire une série de composants connectés, et 3) reconstruire numériquement des géométries tridimensionnelles en intégrant une séquence desdits composants connectés extraits au cours d'une acquisition ultrasonique tridimensionnelle de manière à reconstruire une géométrie tridimensionnelle. 19. Procédé de synthèse d'au moins une géométrie tridimensionnelle dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle, basé sur les résultats d'un procédé destiné à analyser et mesurer en temps réel des variations temporelles et/ou spatiales de tissus dans des signaux ultrasoniques au cours d'un examen de structures biologiques vivantes, destiné à la caractérisation qualitative et quantitative des dimensions et/ou de la configuration d'objets dont l'imagerie est effectuée, y compris des cavités, des vaisseaux, des catégories de tissus ou divers niveaux de perfusion sanguine dans une catégorie donnée de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: 1) produire en temps réel une image indicatrice binaire basée sur la teneur d'information d'une unique trame d'image ultrasonique bidimensionnelle ou d'une séquence de trames d'image ultrasonique bidimensionnelle; 2) extraire de ladite image indicatrice binaire une série de composants connectés, et 3) reconstruire numériquement des géométries tridimensionnelles en intégrant une séquence desdits composants connectés extraits au cours d'une acquisition ultrasonique tridimensionnelle déclenchée de manière à reconstruire une géométrie tridimensionnelle en fonction du temps. 20. Procédé de synthèse d'au moins une géométrie tridimensionnelle dans une imagerie ultrasonique tridimensionnelle, basé sur les résultats d'un procédé destiné à analyser et mesurer en temps réel des variations temporelles et/ou spatiales de tissus dans des signaux ultrasoniques au cours d'un examen de structures biologiques vivantes, destiné à la caractérisation qualitative et quantitative des dimensions et/ou de la configuration d'objets dont l'imagerie est effectuée, y compris des cavités, des vaisseaux, des catégories de tissus ou divers niveaux de perfusion sanguine dans une catégorie donnée de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: 1) produire en temps réel une image indicatrice binaire basée sur la teneur d'information d'une unique trame d'image ultrasonique bidimensionnelle ou d'une séquence de trames d'image ultrasonique bidimensionnelle; 2) extraire de ladite image indicatrice binaire une série de composants connectés, et 3) reconstruire numériquement des géométries tridimensionnelles en intégrant une séquence desdits composants connectés extraits au cours d'une acquisition ultrasonique tridimensionnelle en temps réel, ce qui réalise en temps réel une description de géométrie tridimensionnelle en fonction du temps. 21. Procédé selon l'une quelconque des revendications 15 à 20, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: calculer des caractéristiques qualitatives et quantitatives de dimensions et/ou de configuration desdits objets tridimensionnels. 22. Procédé selon l'une quelconque des revendications 15 à 20, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: créer des visualisations tridimensionnelles desdits objets tridimensionnels.