FR 2751862 A1 19980206 FR 9709578 A 19970728 La présente invention concerne de façon générale le domaine du diagnostic ultrasonique de structures biologiques vivantes, et plus particulièrement, des procédés d'analyse, de mesure et d'affichage des variations temporelles des vitesses mesurées dans des structures biologiques. Des techniques d'acquisition en temps réel de séquences d'images ultrasoniques comportant, en superposition, des informations concernant les tissus ou les vitesses de tissus sont bien connues. L'information de vitesse peut actuellement être obtenue au moyen (1) d'une estimation de vitesse unidimensionnelle par des techniques Doppler selon la direction de propagation du faisceau ultrasonique, ou (2) d'une estimation de vitesse bidimensionnelle par des techniques Doppler selon la direction de propagation de deux faisceaux ultrasoniques de tracés obliques, ou (3) d'une corrélation de décalage spatial entre des images ultrasoniques successives. Les techniques précédentes peuvent être appliquées à une région prédéterminée d'une image ultrasonique bidimensionnelle afin de créer une image qui affiche des vitesses de tissus à un instant donné. Des analyseurs ultrasoniques numériques modernes peuvent engendrer de telles images à des cadences de trames qui peuvent atteindre et dépasser 100 trames par seconde. La technique anatomique de Mode M décrite dans le brevet des Etats Unis N 5 515 856 intitulé "Method For Generating Anatomical M-Mode Displays", c'est-à-dire Procédé de génération d'affichage anatomique de Mode M, peut être utilisée pour extraire les mesures le long d'une ligne positionnée de façon arbitraire transversalement à l'image bidimensionnelle et pour afficher cette information en fonction du temps comme dans, une image classique de Mode M. Les informations qui concernent le déroulement dans le temps, appelé simplement le déroulement dans ce qui suit, sont utilisées pour caractériser la fonctionnalité et le déplacement de la structure biologique étudiée. De façon générale, l'invention décrite et revendiquée ici concerne une analyse temporelle de l'évolution de vitesse en chaque point de la région spatiale o des mesures de vitesse de tissus sont effectuées. Des particularités caractéristiques, accompagnées des indicateurs associés de déroulement, sont extraites pour chaque point de ladite région spatiale et sont affichées en étant superposées aux images de tissus sous-jacentes. Les images qui en résultent peuvent représenter en une vue unique la propagation spatiale du phénomène associé à la particularité caractéristique sélectionnée, ces particularités caractéristiques incluant une commutation de direction de vitesse, une vitesse de pointe, une accélération de pointe et un épaississement des tissus. De façon générale aussi, l'invention décrit en outre la manière dont une information de vitesse peut être extraite le long d'une configuration géométrique arbitraire et être affichée en fonction du temps comme dans une image classique de Mode M. La configuration arbitraire permet à l'opérateur de créer des images qui affichent en une image unique les variations de vitesse dans un organe incurvé comme le myocarde en fonction du temps. L'invention décrit aussi comment ces deux techniques peuvent être combinées pour créer un outil qui permet une localisation spatiale et temporelle précise de phénomènes de mouvements, comme des désordres de mouvements. De façon plus particulière, l'invention fournit, selon un premier aspect, un procédé d'analyse et de mesure de variations de vitesse de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: acquérir une séquence de trames d'images ultrasoniques couvrant une région spatiale; calculer des vitesses de tissus pour tous les points intérieurs à une région spatiale concernée, sur la base du contenu d'information desdites trames ultrasoniques; engendrer, sur la base desdites vitesses calculées dans un intervalle de temps sélectionné, des évolutions de vitesse associées à chaque point intérieur à ladite région spatiale concernée; extraire desdites évolutions de vitesse une information caractéristique de déroulement; et afficher aux coordonnées spatiales associées ladite information caractéristique de déroulement sur une unité d'affichage. L'étape de calcul des vitesses des tissus peut être basée sur une estimation de vitesse unidimensionnelle à l'aide de techniques Doppler selon la direction de propagation du faisceau ultrasonique. L'étape de calcul des vitesses des tissus est basée sur une estimation de vitesse bidimensionnelle à l'aide de techniques Doppler selon la direction de propagation de deux faisceaux ultrasoniques de tracés obliques. L'étape de calcul des vitesses des tissus est basée sur une corrélation de décalage spatial entre des trames successives d'images ultrasoniques. Le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant à: filtrer lesdites évolutions de vitesse en fonction de l'espace et du temps afin d'améliorer la robustesse et la précision des estimations de vitesse, ledit filtrage pouvant alors inclure un filtre médian temporel, et/ou une régression temporelle à fonctions à croissance monotone ou à décroissance monotone. L'étape d'extraction de l'information caractéristique de déroulement peut utiliser une connaissance du temps associé à chacun des faisceaux individuels des trames d'images ultrasoniques afin d'éviter, dans la localisation temporelle, des parasites dus au retard de balayage d'une trame d'image ultrasonique unique. L'étape d'extraction de l'information caractéristique de déroulement peut utiliser des techniques sous-pixels dans le domaine temporel afin d'améliorer la résolution de temps au-delà des limites données par la cadence de trames. L'étape d'extraction de l'information caractéristique de déroulement peut inclure une localisation de l'instant associé à une commutation de la direction de vitesse, et/ou à une vitesse de pointe, et/ou à une accélération de pointe. L'étape d'extraction de l'information caractéristique de déroulement peut aussi inclure une localisation de l'instant associé à des événements caractéristiques dans une information qui peuvent être dérivés de ladite évolution de vitesse, ladite information qui peut être dérivée de ladite évolution de vitesse pouvant alors en particulier être un estimateur d'épaississement du tissu. Le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant à: filtrer spatialement ladite information caractéristique de déroulement afin d'enlever des localisation erronées individuelles de temps. L'étape d'extraction d'une information caractéristique de déroulement peut inclure un calcul de différences de temps entre deux éléments caractéristiques dans les évolutions de vitesse. Ledit affichage d'information caractéristique de déroulement inclut de préférence une plage de couleurs qui code les divers retards de temps dans l'information caractéristique extraite de déroulement. Dans ce cas, ladite assignation de couleurs peut être calculée d'une manière telle que des événements caractéristiques différents peuvent être déparés visuellement, lesdits événements caractéristiques différents pouvant alors en particulier être une commutation d'un vitesse positive à une vitesse négative et une commutation d'une vitesse négative à une vitesse positive. Dans le cas du procédé préféré, qui prévoit une plage de couleurs, ledit affichage peut être obtenu en mélangeant de façon transparente lesdites couleurs d'information de temps avec la trame d'image ultrasonique sous-jacente. Le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant à: répéter la procédure pour un certain nombre d'intervalles de temps décalés temporellement et afficher les images résultantes sous forme d'une séquence d'images et, dans ce cas, le processus peut en particulier être effectué en temps réel, les images résultantes étant affichées pendant l'acquisition des trames d'images ultrasoniques. Selon un deuxième aspect, l'invention fournit un procédé de génération d'affichages anatomiques incurvés de Mode M dans des investigations ultrasoniques de structures biologiques vivantes pendant le déplacement employant un transducteur ultrasonique, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: acquérir une séquence de trames d'images ultrasoniques couvrant une région spatiale; calculer des vitesses de tissus pour tous les points intérieurs à une région spatiale concernée, sur la base du contenu d'information desdites trames ultrasoniques; réaliser au moins un polygone anatomique incurvé de Mode M positionné, par rapport auxdites trames ultrasoniques, de façon à ne coïncider avec aucune ligne droite; soumettre lesdites trames d'images ultrasoniques et lesdites vitesses de tissus à un traitement par ordinateur, sur la base dudit polygone anatomique incurvé unique au moins de Mode M, une interpolation le long dudit polygone anatomique incurvé unique au moins de Mode M étant effectuée en utilisant des valeurs provenant desdites vitesses des tissus; et afficher sur une unité d'affichage l'affichage anatomique incurvé calculé de Mode M qui en résulte. Le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant: déplacer la position et l'orientation dudit polygone anatomique incurvé unique au moins de Mode M en réponse à un déplacement rythmique de la structure biologique, ledit déplacement rythmique pouvant alors être en particulier calculé automatiquement sur la base d'estimations de vitesses de tissus provenant d'au moins une position de ladite structure biologique. La direction locale dudit polygone anatomique incurvé de Mode M peut être utilisée pour compenser la dépendance angulaire des estimations de vitesse basées sur des techniques Doppler selon la direction de propagation du faisceau ultrasonique. Le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant à engendrer de multiples Modes M anatomiques incurvés en déportant localement le polygone anatomique de Mode M selon une direction perpendiculaire au polygone afin de former des images de variations perpendiculaires à la géométrie locale du polygone anatomique incurvé de Mode M ladite structure biologique pouvant en particulier être le myocarde, lesdits polygones anatomiques incurvés de Mode M étant positionnés d'une façon telle que les variations de vitesse entre l'endocarde et l'épicarde peuvent être contrôlées. Ladite acquisition de trames d'images ultrasoniques peut être effectuée au cours de plusieurs cycles cardiaques consécutifs pendant l'injection d'un agent de contraste ultrasonique. Un procédé conforme à l'un ou l'autre des deux aspects définis ci-dessus peut comprendre en outre l'étape consistant à: agencer un moyen de sélection dudit intervalle de temps sur la base du contenu d'information desdits affichages anatomiques incurvés de Mode M. Selon un troisième aspect, l'invention fournit un procédé de calcul d'information de phase régionale concernant le mouvement de parois dans des investigations ultrasoniques du coeur humain en employant un transducteur ultrasonique, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: acquérir une séquence de trames d'images ultrasoniques couvrant une région spatiale; calculer des vitesses de tissus pour tous les points intérieurs à une région spatiale concernée, sur la base du contenu d'information desdites trames ultrasoniques; agencer au moins un polygone arbitraire positionné par rapport auxdites trames ultrasoniques; extraire l'évolution dans le temps des vitesses des tissus pour un certain nombre de points répartis sur ledit polygone; calculer une estimation de la phase du mouvement pour lesdits points sur la base desdites évolutions temporelles des vitesses des tissus. Le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant à: déplacer la position et l'orientation dudit polygone en réponse au déplacement rythmique du coeur. Le procédé peut comprendre en outre l'étape consistant à: calculer la phase pour un certain nombre de polygones incurvés positionnés à partir de l'endocarde jusqu'à l'épicarde pour calculer des différences de phase à la traversée du myocarde. Ledit polygone peut aussi être utilisé pour engendrer un Mode M anatomique ou un mode anatomique incurvé, et dans ce cas, ledit déplacement rythmique peut être calculé automatiquement sur la base d'estimations de vitesses des tissus provenant d'au moins une position dans le coeur, et/ou ladite estimation de la phase du mouvement peut être accomplie par une analyse de Fourier desdites évolutions temporelles des vitesse des tissus. Selon un quatrième aspect, l'invention fournit un procédé de calcul d'images de phases régionales spatiales du mouvement des parois dans des investigations ultrasoniques du coeur humain employant un transducteur ultrasonique, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: acquérir une séquence de trames d'images ultrasoniques couvrant une région spatiale; calculer des vitesses de tissus pour tous les points intérieurs à une région spatiale concernée, sur la base du contenu d'information desdites trames ultrasoniques; extraire l'évolution temporelle des vitesses des tissus pour chaque point intérieur à ladite région spatiale; calculer une estimation de la phase du mouvement pour lesdits points sur la base desdites évolutions temporelles des vitesses des tissus; et afficher sous forme d'image spatiale les valeurs de phase qui en résultent. Ladite estimation de la phase du mouvement peut être accomplie par une analyse de Fourier desdites évolutions temporelles de vitesses des tissus. Les techniques de l'invention possèdent de nombreuses applications cliniques liées à une information du déroulement du déplacement de structures biologiques. Un exemple de celles-ci est l'étude d'un déplacement de paroi dans une échocardiographie. L'invention fournit des techniques de description précise de la localisation temporelle et spatiale de phénomènes comme une accélération et un retard. Pour une résolution temporelle suffisante, ceci rend possible une électrophysiologie non invasive. L'invention permet de déterminer précisément la localisation de l'emplacement o le déplacement mécanique des chambres cardiaques est activé sur la base d'une coupe transversale immédiatement au-dessous du plan AV. En outre, des trajets aberrants de conduction (Wolf-Parkinson-White) de l'oreillette ou ventricule peuvent être localisés pour une ablation ultérieure. Même la profondeur de ces trajets à l'intérieur du myocarde peut être mieux localisée grâce à la présente invention afin de déterminer si le patient devrait être traité à l'aide de techniques à cathéters ou de techniques chirurgicales. L'invention fournit des techniques qui peuvent être utilisées pour donner une description précise de l'extension tant spatiale que temporelle de distorsions d'un déplacement. La possibilité de tracer des variations de vitesse à l'intérieur du myocarde est elle aussi importante dans le diagnostic de rejet après une transplantation cardiaque. On va maintenant préciser un certain nombre de différences entre la présente invention et les techniques de d'arrière-plan technologique. L'extraction de particularités caractéristiques de vitesse accompagnées d'indications associées de temps pour une région spatiale diffère de l'art d'arrière-plan en ce que, entre autres choses, une image unique peut afficher, à l'intérieur de la région spatiale dont l'image est formée, la propagation temporelle des phénomènes sélectionnés. L'invention inclut des algorithmes de traitement préalable de l'information de vitesse qui diffèrent de l'art d'arrière-plan en ce que, entre autres choses, ceci produit une localisation temporelle fiable de points caractéristiques dérivés, et permet donc une application uniforme des particularités sélectionnées sur la région spatiale dont l'image est formée. L'invention localise des particularités caractéristiques comme une commutation de directions de vitesse, une vitesse de pointe, une accélération de pointe et un épaississement du tissu à l'aide de techniques de sous-pixels qui diffèrent de l'art d'arrière-plan en ce que, entre autres choses, les mesures et l'affichage de la localisation temporelle peuvent être améliorés d'un facteur typique de 3 à 10 par rapport à la cadence de trame. Par conséquent, la technique peut être utilisée avec une technique ultrasonique actuelle pour appliquer des dynamiques de vitesse à une résolution temporelle de 2 ms sur un secteur bidimensionnel complet. La configuration géométrique arbitraire utilisée dans les Modes M anatomiques diffère de l'art d'arrière-plan en ce que, entre autres choses, des organes incurvés comme le myocarde peuvent être suivis en permettant une inspection visuelle et une documentation des évolutions de vitesse dans une image de Mode M unique. Plusieurs battements cardiaques peuvent être suivis de cette manière et les Modes M anatomiques qui en résultent peuvent contrôler dans ce cas les effets d'une injection d'un agent de contraste ultrasonique. Cette technique peut être utilisée pour obtenir, à partir de l'organe étudié, une information de perfusion qualitative et quantitative, y compris des études de perfusion dans le myocarde. L'invention décrit des procédés d'utilisation de Modes M anatomiques décrits dans le brevet des Etats Unis N 5 515 856 dont la description entière est incorporée ici par référence, et du Mode M anatomique incurvé décrit dans cette invention, aussi bien comme outil d'identification de phénomènes de mouvement que comme outil de spécification de la région temporelle concernée, qui devrait être utilisé dans l'analyse et l'affichage de la propagation spatiale décrits dans cette invention. La combinaison du Mode M anatomique, du Mode M anatomique incurvé et de l'application de phénomènes de vitesse dans une région spatiale diffère de l'art d'arrière-plan en ce que, entre autres choses, elle fournit un environnement dans lequel un opérateur peut sélectionner des affichages arbitraires dans l'espace, en fonction du temps, de l'information de vitesse afin d'identifier des phénomènes cliniquement importants. L'application spatiale de particularités caractéristiques et la localisation associée dans le temps peuvent en outre être liées directement à des tracés dans l'espace, en fonction du temps, de l'information de vitesse. La présente invention diffère de l'art d'arrière- plan en ce que, entre autres choses, l'information de déroulement affichée sur une région spatiale est approximativement insensible à la direction, même si seule la composante unidimensionnelle, orientée selon le faisceau ultrasonique, du vecteur tridimensionnel de vitesse a été estimée. L'approximation est valide si la direction du vecteur tridimensionnel de vitesse à un emplacement spatial donné reste fixe ou s'il ne présente que des variations mineures de basse fréquence pendant l'intervalle de temps qui est analysé. De nombreux points caractéristiques de l'évolution de vitesse, comme l'instant de l'inversion de vitesse, de vitesse de pointe et d'accélération de pointe sont indépendants dans ce cas de la direction du faisceau ultrasonique. L'invention décrit la manière dont des Modes M anatomiques incurvés multiples peuvent être engendrés pour afficher les variations de vitesse, par exemple de l'endocarde à l'épicarde. L'utilisation de multiples Modes M anatomiques incurvés et/ou droits extraits de la même séquence d'acquisitions ultrasoniques diffère de l'art d'arrière-plan en ce que, entre autres choses, il devient possible de mesurer et de quantifier des retards entre tous les éléments de la région spatiale dont l'image est formée. Utiliser en variante de multiples séquences d'acquisition serait inadapté parce que des variantes du rythme cardiaque dépassent fréquemment les intervalles de temps qui apportent une information clinique importante dans l'étude de retards de mouvement. L'invention décrit aussi la manière dont l'information de vitesse de tissus peut être utilisée pour repositionner automatiquement un Mode M anatomique ou un Mode M anatomique incurvé d'une manière telle que la ligne ou la géométrie incurvée intercepte le tissu au même emplacement physique pendant le mouvement de la structure biologique dont l'image est formée. Un exemple de cette technique est la possibilité de fixer une ligne de Mode M anatomique en un point donné du myocarde et de laisser la ligne se déplacer selon l'information de vitesse mesurée au point de fixation dans le myocarde. L'invention décrit la manière dont la phase régionale du mouvement de paroi peut être calculée dans des études cardiaques sur la base des données de vitesses des tissus. Le procédé est basé sur une analyse de l'information de vitesse extraite des affichages de Modes M anatomiques, et des affichages de Modes M anatomiques, de données de vitesse du tissu. Comme décrit dans la colonne 2 du brevet des Etats Unis N0 5 515 856, des traitements par ordinateur d'ensembles de données et des techniques semblables étaient connus précédemment, comme indiqué par exemple dans les références citées à la colonne 2 du brevet 5 515 856. Comme dans ce dernier brevet, de tels traitements par ordinateur, pour la mises en oeuvre de la présente invention, seraient du domaine de l'homme de l'art et des descriptions plus détaillées en sont donc omises dans ce qui suit. A titre de référence, d'autres documents concernant des techniques d'arrière-plan sont les suivants: 1) Peter Seitz, "Optical Superresolution Using Solid State Cameras And Digital Signal Processing", c'est-à-dire Super-résolution optique utilisant des caméras d'état solide et un traitement numérique de signaux, Optical Engineering 27 (7) juillet 1988. 2) Jorgen Moehle et al., "Three-Dimensional Echocardiography For Quantitative Left Ventricular Wall Motion Analysis: A Method For Reconstruction Of Endocardial Surface And Evaluation Of Regional Disfunction", c'est-à-dire Echocardiographie tridimensionnelle pour analyse quantitative du mouvement de la paroi ventriculaire gauche: un procédé de reconstruction de surface endocardiale et d'évaluation de dysfonctionnement régional, Echocardiography 1994-11, 4 pages 397 à 408. 3) Knut Bj0rnstad et al., "Quantitative Computerized Analysis Of Left Ventricular Wall Motion", c'est-à-dire Analyse quantitative par ordinateur du mouvement de la paroi ventriculaire gauche, dans Computerized Echocardiography, Pezzano 1993, pages 41 à 55. Les avantages, particularités et aspects de la présente invention décrits ci-dessus ainsi que d'autres ressortiront plus directement de la description qui suit des modes de réalisation préférés prise en liaison avec les dessins et les revendications annexées. La présente invention est illustrée à titre d'exemple, et non à titre limitatif, dans les dessins annexés dans lesquels des références semblables désignent des éléments semblables et dans lesquels: la FIG. 1 représente un Mode M anatomique qui est associé à une ligne positionnée de façon arbitraire transversalement à une image bidimensionnelle. La FIG. 2 illustre un Mode M anatomique incurvé. La figure illustre la manière dont le myocarde incurvé en vue selon le petit axe peut être affiché en fonction du temps dans une image de Mode M unique. La FIG. 3 indique la manière dont un Mode M anatomique incurvé peut être modifié, pendant un mouvement périodique comme la contraction cardiaque, d'une manière telle qu'une information extraite appartient à des points correspondants de l'organe en déplacement. La FIG. 4 illustre la manière dont un certain nombre de Modes M incurvés peuvent être positionnés pour extraire les variations de vitesses perpendiculaires à des géométries incurvées. Dans cet exemple, les trois Modes M anatomiques incurvés affichent les variations de vitesses entre l'endocarde et l'épicarde dans le myocarde. La FIG. 5 représente un Mode M anatomique incurvé et une particularité caractéristique de l'évolution de vitesse qui a été indiquée pour chaque coordonnée spatiale. De plus, la figure illustre la manière dont l'utilisateur peut indiquer dans cette image un laps de temps sur la particularité sélectionnée à analyser de façon plus détaillée dans un contexte spatial. La FIG. 6 illustre l'évolution de vitesse pour un point spatial donné pendant l'intervalle de temps sélectionné. La FIG. 7 illustre la manière dont les mesures de vitesse d'origine, dans l'intervalle de temps sélectionné pour une coordonnée spatiale, sont traités afin d'enlever des parasites et d'obtenir une localisation fiables de points caractéristiques. La FIG. 8 illustre la manière dont des techniques de sous-pixels peuvent être appliquées pour obtenir une précision améliorée de la localisation temporelle. Dans ce cas, un croisement de zéro est localisé comme intersection de l'axe X avec une approximation linéaire entre les deux mesures adjacentes. L'acquisition de trames d'images ultrasoniques et le calcul de vitesses de tissus sont considérées comme art de l'arrière-plan technologique. Selon la présente invention, les affichages de Modes M anatomiques enseignés dans le brevet des Etats Unis N 5 515 856 mentionné précédemment, dont la description est incorporée ici par référence, peuvent être appliqués à l'extraction d'une information de vitesse de tissu. En se référant en premier lieu à la FIG. 1, une image ultrasonique accompagnée d'un affichage de Mode M anatomique associé y est représentée. Le secteur ultrasonique est désigné par 10. Une structure biologique arbitraire 11 est illustrée à l'intérieur de la région spatiale dont l'image est formée. Une ligne droite qui identifie la position d'un Mode M anatomique est désignée par 12 selon les enseignements du brevet des Etats Unis N0 5 515 856. L'affichage de Mode M anatomique associé est représenté en 13 avec une indication de la dépendance 14 vis-à-vis du temps de l'interception avec l'exemple sélectionné d'une structure biologique. L'information 13, appliquée à une vitesse de tissus, effectue un rendu, ou restitution, de la variation de la vitesse du tissu en fonction du temps transversalement à la ligne 12. Dans le cas d'études de vitesses de tissu, il est intéressant d'analyser les variations de vitesses à l'intérieur d'organes biologiques incurvés comme un myocarde. Cette invention enseigne la construction de polygones incurvés, qui peuvent être utilisés pour la restitution d'organes incurvés, et l'extraction de variations temporelles sur ces polygones incurvés. Les polygones décrits et représentés aux dessins peuvent être de configurations incurvées arbitraires plus ou moins irrégulières, mais consistant en principe en un certain nombre de bords rectilignes dont le nombre peut être assez élevé. Voir par exemple les polygones 22-23-24 à la FIG. 2. A la FIG. 2 sont illustrés un secteur ultrasonique 20 ainsi qu'un exemple d'une structure biologique 21. Le polygone de Mode M anatomique incurvé est illustré comme s'étendant de 22 à 24 en passant par 23. L'affichage de Mode M anatomique incurvé associé est désigné par 28. La direction horizontale dans 28 indique des variations temporelles de lamême manière que dans 13. La direction verticale dans 28 indique la position spatiale le long du polygone de Mode M anatomique incurvé, de sorte que 25 correspond à 22, que 26 correspond à 23 et que 27 corresponde à 24. Les techniques de traitement par ordinateur nécessaires pour engendrer l'affichage de Mode M anatomique incurvé sont les mêmes que les techniques enseignées dans le brevet des Etats Unis N0 5 515 856. Dans cette invention, l'interpolation spatiale d'information de vitesse de tissus suit le polygone incurvé qui définit le Mode M anatomique incurvé. Si l'affichage 28 de Mode M anatomique incurvé est dimensionné de façon à contenir N positions verticales différentes, le polygone de Mode M anatomique incurvé est échantillonné en N points répartis de manière équidistante sur le polygone. Pour des organes mobiles comme le coeur humain ou pour des organes affectés par d'autres processus comme le pouls sanguin ou la respiration, il peut être utilise de vérifier la position du polygone de Mode M anatomique incurvé afin de laisser une coordonnée verticale donnée de 28 suivre la même position spatiale anatomique pendant l'intervalle de temps étudié. La FIG. 3 illustre un exemple de cette technique dans laquelle sont représentées deux trames et 35 provenant d'une séquence d'images du coeur. Dans ce cas, la frontière endocardyale se contracte en passant de 31 à 36 et la position spatiale du polygone de Mode M anatomique incurvé est ajustée de façon correspondante. A ces FIG., 32 a été déplacé en 37, 33 a été déplacé en 38 et 34 a été déplacé en 39. Le positionnement du polygone de Mode M anatomique incurvé dans les trames intermédiaires peut être effectué soit manuellement, soit par interpolation temporelle des déformations spatiales, réalisée par l'utilisateur. Le repositionnement spatial du Mode M anatomique ou du Mode M anatomique incurvé peut être automatisé en utilisant l'information de vitesse de tissus qui provient au moins d'un point. Au moyen des estimations de vitesse bidimensionnelle, un point de fixation du tissu ou davantage peuvent être sélectionnés et le positionnement spatial de la géométrie peut être repositionné en fonction du déplacement des points de fixation. A la FIG. 4 est illustrée la manière dont de multiples Modes M anatomiques incurvés peuvent être utilisés pour contrôler aussi les variations de vitesse dans la direction perpendiculaire à la géométrie locale définie par le polygone de Mode M anatomique incurvé. Le secteur ultrasonique est désigné par 40 et un exemple de structure biologique est désigné par 41. Trois polygones de Mode M anatomiques incurvés sont désignés par 42, 43 et 44. Les affichages de Modes M anatomiques incurvés associés sont désignés par 45, 46 et 47. Les variations de vitesses entre 45, 46 et 47 représentent les gradients de vitesse entre l'endocarde et l'épicarde dans l'exemple donné à la FIG. 4. Ces gradients de vitesse sont importants, par exemple dans un diagnostic de rejet après une transplantation cardiaque. Dans le cas d'estimations de vitesse bidimensionnelle selon la direction de propagation du faisceau ultrasonique, le positionnement du Mode M anatomique incurvé peut aussi être utilisé pour estimer l'amplitude réelle du champ de vitesse. Dans le cas d'étude de contractions du myocarde, on peut par exemple, pour estimer une vitesse à compensation de dépendance angulaire, utiliser la direction du polygone et l'hypothèse que la contraction est, soit perpendiculaire à la frontière endocardyale, soit vers un point fixe. Une application de la présente invention consiste à acquérir des données pour plusieurs cycles cardiaques consécutifs pendant l'injection d'un agent de contraste ultrasonique. Cette application offre au clinicien, en une vue unique, une vue de la manière dont les propriétés d'échogénicité du myocarde sont affectées par l'agent de contraste ultrasonique et l'information de déroulement de ces processus dans tout le myocarde. A la FIG. 5 est illustrée la manière dont des événements caractéristiques des évolutions de vitesses des tissus peuvent être identifiées dans un affichage de Mode M anatomique incurvé. Le secteur 50 dont l'image est formée contient un exemple d'une structure biologique 51 et un polygone de Mode M anatomique incurvé qui s'étend de 52 à 54 en passant par 53. L'affichage de Mode M anatomique incurvé associé est représenté en 58 o 55 correspond à 52, 56 correspond à 53 et 57 correspond à 54. La ligne en trait plein désignée par 510 indique la localisation d'événements caractéristiques dans les évolutions de vitesse le long des lignes horizontales en 58. L'événement caractéristique pourrait être une commutation de la direction de vitesse, une pointe de vitesse ou une pointe d'accélération. De plus, l'événement caractéristique peut être identifié dans une information dérivée des évolutions de vitesses principales. Un exemple d'une telle information dérivée est un estimateur d'épaississement de tissu qui peut être obtenu par des différences spatiales des vitesses principales. Les événements caractéristiques basés sur un épaississement de tissu incluent un épaississement de pointe, un raccourcissement de pointe et une commutation entre l'épaississement et le raccourcissement. L'événement caractéristique représenté par 510 peut être localisé dans les évolutions de vitesses associées à toutes les coordonnées spatiales à l'intérieur d'une région concernée. A la FIG. 5 est illustrée la manière dont un intervalle de temps spécifique entre 59 et 511 est sélectionné dans l'affichage de Mode M anatomique afin d'étudier l'événement caractéristique désigné par 510. La FIG. 6 illustre un secteur ultrasonique 60 et comporte un exemple d'une structure biologique 61 et une coordonnée spatiale arbitraire 62 à l'intérieur de la région spatiale concernée, dans laquelle des estimations de vitesses des tissus sont effectuées. On désigne par 68 l'évolution de vitesse extraite pour le point 62 pendant l'intervalle de temps sélectionné qui peut être identifié par la technique illustrée à la FIG. 5 ou par une approche semblable basée sur un Mode M anatomique rectiligne selon les enseignements du brevet des Etats Unis N0 5 515 856. L'intervalle de temps peut aussi être un intervalle de temps prédéterminé entourant l'emplacement temporel de la trame d'image ultrasonique actuellement affichée. Des séquences d'images en mouvement peuvent donc être engendrées en répétant le calcul pour un certain nombre de trames de la séquence d'acquisition. En amenant l'intervalle du temps sélectionné à être le passé immédiat de la trame d'image ultrasonique actuellement affichée, il est également possible d'effectuer les calculs sur la base des évolutions de vitesses en temps réel pendant l'acquisition des trames d'images ultrasoniques. Pour des phénomènes à longs retards temporels dans le domaine spatial, il peut aussi être intéressant d'amener l'intervalle de temps à être spatialement dépendant. On désigne par 65 et 69 le début et la fin de l'intervalle de temps sélectionné, par 64 et 63 les limites de la plage des vitesses qui sont mesurées dans le tissu, et par 66 et 67 sont des exemples d'événements caractéristiques possibles: 66 représente une commutation de la direction de vitesse et 67 représente une vitesse de pointe. Il faut noter que de nombreux événements caractéristiques, y compris un décalage de direction de la vitesse, une vitesse de pointe et une accélération de pointe seront localisés temporellement avec précision pour la plupart des points spatiaux, même si l'estimation de vitesse est une estimation Doppler unidirectionnelle selon la direction de propagation du faisceau ultrasonique. Le décalage de vitesse est par exemple seul affecté, à moins que la direction réelle du vecteur tridimensionnel de vitesse n'oscille autour d'une orientation perpendiculaire à la direction du faisceau ultrasonique. Une information de déroulement extraite, associée aux événements caractéristiques 66 et 67, peut donc être rendue presque indépendante de l'angle, même pour des estimations Doppler unidirectionnelles de la vitesse des tissus. La FIG. 7 illustre la manière dont les échantillons numériques 74 extraits dans l'évolution de vitesse peuvent être utilisés pour estimer une évolution 77 de vitesse, filtrée et robuste vis-à-vis des bruits, afin d'améliorer la fiabilité de l'identification d'événements caractéristiques. On désigne par 72 et 76 le début et la fin de l'intervalle de temps sélectionné et par 70 et 71 les limites de la plage des vitesses qui sont mesurées dans le tissu. Afin d'améliorer le caractère robuste et précis de l'identification des événements caractéristiques, il est habituel de filtrer en fonction de l'espace et/ou du temps les évolutions mesurées de vitesses. Les filtres doivent supprimer le bruit et leur effet ne peut pas être biaisé par la localisation temporelle d'événement. Un bon candidat à cette fonction de filtre est un filtre médian temporel qui enlève un bruit d'impulsions et qui préserve des bords et des transitions d'une manière satisfaisante. Un deuxième candidat consiste à effectuer une régression des vitesses de mesure selon une fonction à croissance monotone ou à décroissance monotone dans l'intervalle de temps sélectionné. Une telle régression peut être effectuée avec seulement un nombre constant d'opérations par échantillon, provoque une forte suppression de bruit et est invariante pour des transitions significatives. Dans l'évolution 68 des vitesses d'origine ou dans l'évolution 77 des vitesses restaurée, l'identification d'événements caractéristiques peut être effectuée à l'aide de techniques de sous- pixels afin d'améliorer la précision de la localisation temporelle. La FIG. 8 illustre la technique de sous- pixels dans le cas d'une détection de décalage de vitesse. Deux échantillons à directions opposées de vitesse sont désignés par la référence numérique 82. La position réelle d'une inversion de vitesse peut être estimée comme l'emplacement d'une approximation linéaire de l'évolution de vitesse selon l'axe x. Des techniques destinées à une telle localisation de sous- pixels sont considérées comme art d'arrière-plan et peuvent être appliquées à tous les événements caractéristiques enseignés dans la présente invention. Cette technique de sous-pixels améliore la localisation temporelle par rapport à la cadence de trame selon des facteurs typiques de 3 à 10. Comme exemple d'un tel arrière-plan concernant une localisation de sous-pixels, on se réfère à la publication de Peter Seitz, "Optical Superresolution using Solid State Cameras and Digital Signal Processing", c'est-à-dire Super-résolution optique utilisant des caméras d'état solide et un traitement numérique de signaux, Optical Engineering, 27(7), juillet 1988. Il existe un certain retard de temps dans l'acquisition des données d'une trame ultrasonique unique. Ce retard de temps engendre des retards de temps entre les divers faisceaux de l'image ultrasonique. Si la configuration d'analyse de l'analyseur ultrasonique est connue, il est possible de compenser cet effet dans la localisation dans le temps des événements caractéristiques en utilisant le temps correspondant à la couverture de l'évolution de vitesse par le faisceau ultrasonique, au lieu d'un temps commun pour tous les faisceaux de l'image ultrasonique. Les retards de temps qui en résultent en fonction de l'espace peuvent contenir des détections erronées individuelles. Ces erreurs peuvent être enlevées ou réduites en traitant les retards de temps à l'aide d'un filtre spatial. Un filtre à base médiane est adapté parce que des localisations erronées de temps peuvent être modélisées comme bruits d'impulsion dans les images à retard de temps. Des images à retard de temps multiples, comme décrit dans la présente invention, peuvent être combinées pour créer des images qui quantifient l'intervalle de temps entre deux événements caractéristiques. Un exemple de cette technique consiste à afficher la différence de temps, entre un décalage de vitesse et la vitesse de pointe suivante. L'affichage des images à retard de temps enseigné dans la présente invention peut être réalisé à l'aide de nombreuses techniques d'arrière-plan. Les retards de temps peuvent être convertis en couleurs associées et être affichés à la position spatiale associée. L'assignation des couleurs peut être effectuée d'une manière telle que des évènements multiples peuvent être séparés. Des exemples de cette approche incluent un codage, en couleurs séparées, d'une commutation d'une vitesses positive à une vitesse négative, et d'une commutation d'une vitesse négative à une vitesse positive afin que ces deux phénomènes puissent être séparés visuellement s'ils apparaissent tous les deux à l'intérieur de l'intervalle de temps étudié. En outre, les couleurs de retard de temps peuvent être mélangées de façon transparente avec l'image ultrasonique sous-jacente afin de permettre à l'utilisateur de lier les retards de temps à la géométrie anatomique. L'information de vitesses de tissus extraite dans un Mode M anatomique ou un Mode M anatomique incurvé peut en outre être traitée pour donner une estimation locale de la phase du mouvement régional de paroi le long du polygone ou de la ligne associée à l'affichage de Mode M anatomique. Cette technique est particulièrement utile dans des études cardiaques dans lequel un polygone incurvé peut être positionné à l'intérieur du myocarde et des évolutions de vitesse du tissu peuvent être extraites pour un certain nombre de points répartis sur le polygone. Pour chaque point situé sur dudit polygone, une évolution complète de vitesse est donc disponible et peut être utilisée pour estimer la phase du mouvement, selon l'art d'arrière- plan pour une estimation de phase. Ledit art d'arrière-plan pour l'estimation de phase inclut une analyse de Fourier du mouvement décrit par les variations temporelles de vitesses. Ledit polygone peut aussi être utilisé pour extraire un Mode M anatomique incurvé qui représente dans ce cas la base de l'estimation de phase. En outre, les variations de phase peuvent être affichées avec l'affichage de Mode M anatomique incurvé le long de l'axe vertical afin d'accentuer la relation entre les estimations de phases et l'affichage de Mode M anatomique incurvé. Les techniques enseignées dans la présente invention pour le repositionnement du polygone associée à l'affichage de Mode M anatomique incurvé s'appliquent aussi au polygone utilisé pour l'estimation de la phase du mouvement régional de paroi. Si un certain nombre de polygones incurvés est positionné entre l'endocarde et l'épicarde ou si le polygone lui-même est tracé à partir de l'endocarde vers l'épicarde, il devient possible d'étudier les différences de phase entre l'endocarde et l'épicarde. L'estimation de phase est presque indépendante de l'angle, même si la vitesse de tissus est estimée selon une technique Doppler unidimensionnelle selon la direction de propagation du faisceau ultrasonique. Calculer le produit scalaire de la vitesse par la direction du faisceau ultrasonique, le vecteur unitaire étant orienté vers un centre de gravité à l'intérieur de la cavité, enlève la réflexion en phase qui pourrait se produire dans le cas contraire entre les parties supérieure et inférieure de l'image. On peut s'attendre à des parasites si le vecteur vrai de vitesse est presque perpendiculaire à la direction du faisceau ultrasonique. L'estimation de phase du mouvement régional de paroi enseignée selon la présente invention peut être calculée pour chaque point de la scène spatiale dont l'image est formée. Les images qui en résultent donnent un affichage spatial de la phase du mouvement régional de paroi, qui peut être affiché en utilisant par exemple les mêmes techniques que celles qui ont été décrites pour les images à retard de temps spatial. Alors que la présente invention a été représentée et décrite en se référant aux modes de réalisation préférés actuellement envisagés comme les modes les plus adaptés pour la mise en oeuvre de l'invention, on comprend que diverses modifications peuvent être apportées en adaptant l'invention à des modes de réalisation différents sans s'écarter des concepts de l'invention au sens large décrits ici et exposés dans les revendications qui suivent. REVENDICATIONS 1. Procédé d'analyse et de mesure de variations de vitesse de tissus, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: acquérir une séquence de trames d'images ultrasoniques couvrant une région spatiale; calculer des vitesses de tissus pour tous les points intérieurs à une région spatiale concernée, sur la base du contenu d'information desdites trames ultrasoniques; engendrer, sur la base desdites vitesses calculées dans un intervalle de temps sélectionné, des évolutions de vitesse associées à chaque point intérieur à ladite région spatiale concernée; extraire desdites évolutions de vitesse une information caractéristique de déroulement; et afficher aux coordonnées spatiales associées ladite information caractéristique de déroulement sur une unité d'affichage. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape d'extraction de l'information caractéristique de déroulement utilise une connaissance du temps associé à chacun des faisceaux individuels des trames d'images ultrasoniques afin d'éviter, dans la localisation temporelle, des parasites dus au retard de balayage d'une trame d'image ultrasonique unique. 3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape d'extraction de l'information caractéristique de déroulement utilise des techniques sous-pixels dans le domaine temporel afin d'améliorer la résolution de temps au-delà des limites données par la cadence de trames. 4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape d'extraction de l'information caractéristique de déroulement inclut une localisation de l'instant associé à une commutation de la direction de vitesse. 5. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape d'extraction d'une information caractéristique de déroulement inclut une localisation de l'instant associé à une vitesse de pointe. 6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape d'extraction d'une information caractéristique de déroulement inclut une localisation de l'instant associé à une accélération de pointe. 7. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape d'extraction d'une information caractéristique de déroulement inclut une localisation de l'instant associé à des événements caractéristiques dans une information qui peuvent être dérivés de ladite évolution de vitesse. 8. Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que ladite information qui peut être dérivée de ladite évolution de vitesse est un estimateur d'épaississement du tissu. 9. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape d'extraction d'une information caractéristique de déroulement inclut un calcul de différences de temps entre deux éléments caractéristiques dans les évolutions de vitesse. 10. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit affichage d'information caractéristique de déroulement inclut une plage de couleurs qui code les divers retards de temps dans l'information caractéristique extraite de déroulement. 11. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite assignation de couleurs est calculée d'une manière telle que des événements caractéristiques différents peuvent être déparés visuellement, et en ce que lesdits événements caractéristiques différents sont une commutation d'un vitesse positive à une vitesse négative et une commutation d'une vitesse négative à une vitesse positive. 12. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ledit affichage est obtenu en mélangeant de façon transparente lesdites couleurs d'information de temps avec la trame d'image ultrasonique sous-jacente. 13. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: répéter la procédure pour un certain nombre d'intervalles de temps décalés temporellement et afficher les images résultantes sous forme d'une séquence d'images. 14. Procédé selon la revendication 13, caractérisé en ce que le processus est effectué en temps réel et les images résultantes sont affichées pendant l'acquisition des trames d'images ultrasoniques. 15. Procédé de génération d'affichages anatomiques incurvés de Mode M dans des investigations ultrasoniques de structures biologiques vivantes pendant le déplacement employant un transducteur ultrasonique, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: acquérir une séquence de trames d'images ultrasoniques couvrant une région spatiale; calculer des vitesses de tissus pour tous les points intérieurs à une région spatiale concernée, sur la base du contenu d'information desdites trames ultrasoniques; réaliser au moins un polygone anatomique incurvé de Mode M positionné, par rapport auxdites trames ultrasoniques, de façon à ne coïncider avec aucune ligne droite; soumettre lesdites trames d'images ultrasoniques et lesdites vitesses de tissus à un traitement par ordinateur, sur la base dudit polygone anatomique incurvé unique au moins de Mode M, une interpolation le long dudit polygone anatomique incurvé unique au moins de Mode M étant effectuée en utilisant des valeurs provenant desdites vitesses des tissus; et afficher sur une unité d'affichage l'affichage anatomique incurvé calculé de Mode M qui en résulte. 16. Procédé selon la revendication 15, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant: déplacer la position et l'orientation dudit polygone anatomique incurvé unique au moins de Mode M en réponse à un déplacement rythmique de la structure biologique. 17. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce que ledit déplacement rythmique est calculé automatiquement sur la base d'estimations de vitesses de tissus provenant d'au moins une position de ladite structure biologique. 18. Procédé selon la revendication 15, caractérisé en ce que ladite acquisition de trames d'images ultrasoniques est effectuée au cours de plusieurs cycles cardiaques consécutifs pendant l'injection d'un agent de contraste ultrasonique. 19. Procédé selon la revendication 1 ou la revendication 15, comprenant en outre l'étape consistant à: agencer un moyen de sélection dudit intervalle de temps sur la base du contenu d'information desdits affichages anatomiques incurvés de Mode M. 20. Procédé de calcul d'information de phase régionale concernant le mouvement de parois dans des investigations ultrasoniques du coeur humain en employant un transducteur ultrasonique, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: acquérir une séquence de trames d'images ultrasoniques couvrant une région spatiale; calculer des vitesses de tissus pour tous les points intérieurs à une région spatiale concernée, sur la base du contenu d'information desdites trames ultrasoniques; agencer au moins un polygone arbitraire positionné par rapport auxdites trames ultrasoniques; extraire l'évolution dans le temps des vitesses des tissus pour un certain nombre de points répartis sur ledit polygone; calculer une estimation de la phase du mouvement pour lesdits points sur la base desdites évolutions temporelles des vitesses des tissus. 21. Procédé selon la revendication 20, caractérisé en ce que ledit polygone est aussi utilisé pour engendrer un Mode M anatomique ou un mode anatomique incurvé. 22. Procédé selon la revendication 20, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à: déplacer la position et l'orientation dudit polygone en réponse au déplacement rythmique du coeur. 23. Procédé selon la revendication 21, caractérisé en ce que ledit déplacement rythmique est calculé automatiquement sur la base d'estimations de vitesses des tissus provenant d'au moins une position dans le coeur. 24. Procédé selon la revendication 21, caractérisé en ce que ladite estimation de la phase du mouvement est accomplie par une analyse de Fourier desdites évolutions temporelles des vitesse des tissus. 25. Procédé de calcul d'images de phases régionales spatiales du mouvement des parois dans des investigations ultrasoniques du coeur humain employant un transducteur ultrasonique, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: acquérir une séquence de trames d'images ultrasoniques couvrant une région spatiale; calculer des vitesses de tissus pour tous les points intérieurs à une région spatiale concernée, sur la base du contenu d'information desdites trames ultrasoniques; extraire l'évolution temporelle des vitesses des tissus pour chaque point intérieur à ladite région spatiale; calculer une estimation de la phase du mouvement pour lesdits points sur la base desdites évolutions temporelles des vitesses des tissus; et afficher sous forme d'image spatiale les valeurs de phase qui en résultent. 26. Procédé selon la revendication 25, caractérisé en ce que ladite estimation de la phase du mouvement est accomplie par une analyse de Fourier desdites évolutions temporelles de vitesses des tissus.