FR 2930419 A1 20091030 FR 0852810 A 20080425 PROCEDE ET SYSTEME DE DETERMINATION DE LA VITESSE D'UN FLUX CORPOREL PAR IRM. La présente invention concerne un procédé de détermination in vivo de la vitesse d'un liquide corporel dans un tube et de l'onde de pression systolique dans une artère en utilisant l'imagerie par résonance magnétique (IRM). Elle concerne également un dispositif IRM pour mettre en oeuvre le procédé. Lorsqu'il est procédé à une imagerie par résonance magnétique d'une partie du corps humain comportant un flux sanguin, il est observé dans certaines circonstances que ce flux sanguin apparait sur l'image avec un signal important. Ce phénomène de signal plus important en provenance du sang qu'en provenance des tissus immobiles environnants est connu sous les expressions �Paradoxical inflow enhancement � (PIE û Rehaussement paradoxal de flux), � Paradoxical enhancement � (PE û Rehaussement paradoxal) ou � Flow related enhancement � (FRE û Rehaussement relié à un flux). Classiquement, l'explication donnée à ce phénomène est que les spins stationnaires sont soumis à des impulsions radio-fréquence (RF) répétées conduisant à un régime d'équilibre dynamique et résultant en une diminution de la composante magnétique transversale de ceux-ci (saturation). Le sang se trouvant en dehors de la zone imagée (coupe sélectionnée) n'est pas affecté par les impulsions RF et est donc non saturé. Ainsi, le sang du vaisseau sanguin dans la coupe est remplacé au cours des impulsions successives par un flux continuel de sang non saturé et non excité qui provient de l'extérieur de la coupe. Ce volume de sang subit un nombre d'impulsion RF moins important, ainsi il est moins saturé, et de ce fait son signal apparaît plus important. Il est habituellement considéré dans la littérature que le signal augmente avec la vitesse du flux sanguin jusqu'à atteindre un plateau quand tous les spins excités dans la coupe observée sont remplacés par des spins non excités dans l'intervalle temporel (TR) entre deux impulsions RF successives. Ainsi, quand le flux est perpendiculaire au plan d'imagerie, le point maximum est atteint quand le � temps de vol � (Time of Flight ù TOF) des spins dans la coupe est égal, ou inférieur, au temps de répétition TR, c'est à dire qu'à chaque TR, le volume du tube dans la coupe est intégralement remplacé V~Tck TR avec V, la vitesse du sang, Tck l'épaisseur de la coupe observée et TR le temps de répétition. 10 Quand la vitesse d'écoulement augmente, il a été constaté que le signal montrait une décroissance au lieu de rester en plateau comme le prévoit la théorie. Le document EP 0205136 cite de manière anecdotique cette décroissance comme un phénomène parasite lié à l'entrée dans la coupe de spins non excités avant la lecture du signal d'une part, et au 15 déphasage radial des spins dû aux différences de vitesse entre le bord d'un vaisseau et son centre d'autre part. Par ailleurs, la technique de � temps de vol � n'a, jusqu'à présent, jamais été utilisée pour mesurer quantitativement une vitesse sanguine, elle reste limitée à des applications d'angiographie, c'est à dire, de mise en évidence de la présence ou l'absence de vaisseaux 20 sanguins sans information sur la vitesse du flux qui les traverse. Ainsi il serait particulièrement avantageux de mettre en place une méthode fiable de mesure de la vitesse d'un liquide, et en particulier d'un flux de liquide corporel in vivo, en utilisant ces propriétés de l'imagerie par résonance magnétique qui compte sur la brièveté des temps de répétition TR, 25 permettant ainsi une haute résolution temporelle. Dans un premier objet de l'invention, un procédé de détermination in vivo de la vitesse d'un liquide corporel circulant dans un tube par imagerie à résonance magnétique comporte les étapes pour : • définir une coupe transversale du tube ayant une épaisseur 30 déterminée pour effectuer l'imagerie, • exciter le liquide corporel contenu dans ladite coupe par application d'une séquence d'impulsions RF sur la coupe du tube selon un temps de répétition prédéterminé,5 • mesurer le signal émis par le liquide excité sur l'image reconstruite. De plus, dans ce procédé, • la vitesse critique, définie comme la division de l'épaisseur de la coupe par le temps de répétition, est inférieure aux vitesses réelles à mesurer, et • la vitesse du liquide corporel en chaque point est une fonction de l'intensité dudit signal mesuré. Ce procédé de détermination de la vitesse profite avantageusement des résolutions spatiales et temporelles de I'IRM. Ainsi, il permet de réaliser des images montrant les variations de vitesse à l'intérieur d'une section de vaisseau sanguin avec une résolution spatiale inférieure au 0,5 mm. De même, la fréquence des mesures permet d'étudier l'évolution temporelle avec une résolution temporelle de l'ordre de quelques millisecondes. Selon d'autres caractéristiques et mode de réalisation du procédé : • la vitesse est une fonction décroissante de l'intensité, et, plus particulièrement, • la vitesse est une fonction inverse hyperbolique de l'intensité, • le temps de répétition est tel que le liquide corporel est totalement évacué en aval entre chaque mesure, • une mesure étant répétée une pluralité de fois, l'ensemble des valeurs d'intensité du signal des points est positionné sur la fonction inverse hyperbolique pour déterminer la vitesse absolue du liquide correspondante, • des mesures étant enregistrées à un rythme régulier, l'évolution temporelle de la vitesse du liquide en chaque point est déterminée et visualisable. Selon un deuxième objet de l'invention, un procédé de détermination de la vitesse de l'onde de pression systolique comporte une étape préliminaire de détermination de deux sections de mesure d'une artère séparée d'une distance prédéterminée, puis la mise en oeuvre simultanément sur les deux sections de l'artère du procédé précédent avec enregistrement de l'instant de prise de chaque mesure, puis - détermination, pour chaque section, de l'onde des variations de l'aire artérielle au cours du temps. - calcul de la vitesse de propagation de l'onde de pression comme étant la distance séparant les deux sections divisées par le décalage temporel entre les deux ondes de l'aire des deux sections. Selon un troisième objet de l'invention, un système d'imagerie à résonance magnétique pour la détermination in vivo de la vitesse d'un liquide corporel circulant dans un tube comporte des moyens d'imagerie à résonance magnétique adaptés à l'imagerie d'une coupe axiale d'une épaisseur déterminée dudit tube. De plus, l'excitation du liquide corporel contenu dans ladite coupe étant réalisée par application d'une séquence d'impulsions RF selon en temps de répétition prédéterminée, la vitesse critique, définie comme la division de l'épaisseur de la coupe par le temps de répétition, étant inférieure aux vitesses réelles à mesurer, le système comporte en outre des moyens de détermination de la vitesse du liquide corporel en chaque point comme une fonction de l'intensité dudit signal mesuré. L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit, donnée uniquement, à titre d'exemple, et faite en référence aux figures en 20 annexe dans lesquelles : - la figure 1 est une coupe longitudinale schématique d'un modèle de tube dans lequel circule un liquide et de la zone IRM dans laquelle est mesurée la vitesse du liquide selon un mode de réalisation de l'invention ; 25 - la figure 2 est un chronogramme des différents temps utilisés lors d'une mesure IRM. - les figures 3a, 3b, 3c et 3d sont des vues schématiques de l'écoulement du liquide dans le tube pendant une mesure d'IRM selon la coupe de la figure 1 ; 30 - La figure 4 est une vue schématique d'un banc de mesure de vélocité d'un flux par IRM ; - la figure 5 est un graphe montrant l'intensité du signal IRM en fonction de la vitesse du liquide pour différentes épaisseurs de la coupe de mesure ; - la figure 6 est un graphe montrant l'intensité du signal IRM en fonction de la vitesse du liquide pour différentes intensités du champ magnétique orthogonal ; - la figure 7 est un graphe montrant l'intensité du signal IRM en fonction de la vitesse du liquide pour différentes périodicités d'excitation ; - la figure 8 est un graphe montrant l'intensité du signal IRM en fonction de la vitesse du liquide pour différents temps d'écho ; - la figure 9 est un graphe montrant l'intensité du signal IRM en fonction de la vitesse pour des liquides à différents PH ; - la figure 10 est un graphe montrant l'intensité du signal IRM en fonction de la vitesse pour des liquides à différentes conductivités ; - la figure 11 est un graphe montrant l'intensité du signal IRM en fonction de la vitesse du liquide pour différentes épaisseurs de la coupe de mesure, en utilisant une machine IRM à 3 Teslas ; - la figure 12 est un graphe montrant l'intensité du signal IRM en fonction de la vitesse du liquide pour différentes intensités du champ magnétique orthogonal, en utilisant une machine IRM à 3 Teslas ; - la figure 13 est un ordinogramme d'un procédé selon un mode de réalisation de l'invention ; - la figure 14 est un schéma d'une machine IRM selon un mode de réalisation de l'invention ; et - la figure 15 est un schéma d'une machine IRM selon un autre mode de réalisation de l'invention. En référence à la Fig.1, un tube 1 est entouré de tissus statiques 3. Un liquide circule dans le tube 1 selon le sens symbolisé par la flèche 5. La mesure IRM s'effectue sur une coupe d'épaisseur Tck. Classiquement, dans la technique d'IRM d'une séquence écho de gradient d'une coupe unitaire, les impulsions RF sont émises selon une périodicité TR, Fig.2. Un gradient de champ magnétique est appliqué pendant un temps At de t1 à t2. Puis la mesure de la relaxation des spins est réalisée au temps d'écho TE après l'impulsion RF, pendant le lobe de gradient de durée Tro de t2 à t3. Durant le temps TR qui sépare deux impulsions RF de la mesure, le liquide se déplace vers l'aval. En conséquence, Fig.3b, le volume de liquide excité par l'impulsion RF quitte partiellement ou totalement la coupe de mesure. Plus le temps considéré est long ou la vitesse est élevée, moins le volume de liquide excité est important dans la coupe de mesure, Fig.3c. La condition limite correspond à un renouvellement complet du liquide entre deux impulsions RF successives, Fig.3d. En terme de vitesse du liquide, cela correspond à Tck '` TR où Vlc est la vitesse critique du liquide, Tck l'épaisseur de la coupe de mesure et TR la période des impulsions RF. Ainsi, pour les vitesses inférieures à Vlc, on obtient le phénomène bien connu de � Rehaussement paradoxal�. Pour effectuer la mesure de vitesse, l'épaisseur de la coupe et la 15 périodicité TR des impulsions RF sont choisis de telle sorte que la vitesse du liquide soit supérieure à Vlc. Ainsi, dans la courbe d'intensité du signal en fonction de la vitesse, les valeurs maximales du signal correspondent à des valeurs de vitesse inférieures aux valeurs réelles à mesurer. 20 Dans ces conditions de mesure, on constate que la courbe d'intensité du signal en fonction de la vitesse apparaît comme une branche d'hyperbole indiquant que l'intensité est une fonction inverse de la vitesse. a S=ù+b V avec S l'intensité du signal en un point, V la vitesse du liquide en ce 25 point et a, b des constantes dépendant des paramètres et de l'environnement des mesures. Cette relation entre la vitesse du liquide et l'intensité sous forme d'une fonction inverse est expérimentalement vérifiée par de très nombreux essais. Un banc d'essais expérimentaux a été mis au point pour étudier la 30 reproductibilité de cette hyperbole, et déterminer l'influence des paramètres d'imagerie (TR, TE, Tck, intensité du champ B1) et des caractéristiques intrinsèques du liquide analysé (PH, conductivité, viscosité). Ce banc d'essais comporte, figure 4, un tube 10 dans lequel circule un liquide mis en mouvement par une pompe 12. Un débitmètre 14 calibré permet de mesurer la vitesse du liquide à tout instant. Le tube 10 traverse une machine IRM 16 et, dans la zone de mesure, est entouré par un réservoir 18 simulant les tissus statiques entourant un vaisseau sanguin, par exemple. Le tube 10 et la machine IRM 16 sont installés dans une cage de Faraday 20 afin d'éviter que des champs électromagnétiques parasites perturbent les mesures. En utilisant une étude d'ajustement de courbe (Fitting), les résultats montrent une reproductibilité de la forme hyperbolique des hautes vitesses allant de 40 à 100 cm/sec avec un R2 >0.95 (Fig. 5, 6, 7, 8, 9, 10). Une étude parallèle a été aussi effectuée pour vérifier la reproductibilité de la forme hyperbolique sur une machine d'IRM de 3 Teslas. Il a été aussi trouvé que cette forme approxime au mieux les courbes obtenues (Fig. 11, 12). Ces résultats expérimentaux s'étendent aux estimations de vitesses de liquide corporel, comme le sang, in vivo de manière fiable et précise temporellement comme spatialement. Ainsi, en référence à la Fig.13, la détermination in vivo de la vitesse d'un liquide corporel circulant dans un tube tel que, par exemple, le sang circulant dans un vaisseau sanguin, artère ou veine, comporte les étapes classiques de prise d'une image IRM pouvant se synthétiser en : - définition, étape 30, d'une coupe transversale positionnée de manière substantiellement perpendiculaire à l'artère et en ayant une épaisseur déterminée Tck du tube pour effectuer l'imagerie : le manipulateur de l'appareil d'IRM positionne le patient de telle sorte que la zone de mesure corresponde à une coupe du ou des vaisseaux sanguins à étudier. Par exemple, pour effectuer une étude aux niveaux des artères carotides, la zone de mesure correspondra à une section du cou, sachant que les artères carotides dans cette zone sont substantiellement parallèles à la colonne vertébrale. - excitation, étape 32, du liquide corporel contenu dans ladite coupe par application d'une séquence d'impulsions RF sur la coupe du tube selon un temps de répétition Tck déterminé. 8 - mesure, étape 34, du signal émis par le liquide excité sur l'image reconstruite. Comme il est bien connu de l'homme du métier, pour obtenir une image à partir des signaux émis par les spins des protons, le signal brut recueilli est traité par transformées de Fourier en tenant compte des gradients directionnels de champ magnétique appliqués par les bobines de l'appareil. Ainsi, en positionnant spatialement, dans la coupe, le signal émis par les protons, on reconstruit une image. Celle-ci peut s'exprimer mathématiquement comme une matrice à deux dimensions dont les valeurs sont l'intensité du signal du point correspondant aux coordonnées de la matrice. Cette intensité est alors traduite par des techniques bien connues de l'homme du métier en une image visualisable. Par rapport à ces étapes classiques d'IRM, dans le mode de réalisation proposée, le temps de répétition TR et l'épaisseur de la coupe Tck sont déterminés de telle sorte que la vitesse critique qui est, comme indiqué ci-dessus, le ratio de l'épaisseur Tck de la coupe par le temps de répétition TR, est inférieure aux vitesses réelles à mesurer. De plus, pour visualiser, étape 36, la vitesse du liquide corporel, et, comme celle-ci, dans ces conditions de mesure, est une fonction de l'intensité du signal mesuré en chaque point ainsi qu'il a été expliqué précédemment, on utilise une échelle arbitraire de niveaux de gris. Par exemple, on peut poser par hypothèse, que le blanc correspond à la vitesse minimale et le noir à la vitesse maximale. Ainsi, on recherche le point ayant la plus grande intensité du signal, donc la vitesse minimale, et on lui affecte la couleur blanche. De même, le point ayant la plus faible intensité du signal, donc la vitesse maximale, reçoit la couleur noire. Pour les valeurs intermédiaires, on utilise alors, par exemple, une échelle linéaire de gris ou, pour tenir compte de ce que la vitesse est une fonction inverse de l'intensité, une échelle en 1 . x Pour passer des vitesses relatives aux vitesses absolues, c'est-à-dire à des vitesses exprimées en mètre par seconde, l'ensemble des valeurs d'intensité est � projeté � sur la courbe inverse en utilisant des techniques statistiques classiques de recherche de corrélation. Pour ce faire, en connaissant l'intensité du signal, on utilise une statistique fournie par une pluralité de mesures pour différents instants du cycle cardiaque ou phases, déterminés par un dispositif de synchronisation ou gating . En effet, il est bien connu que l'intensité du signal est très variable en fonction de l'appareil de mesure, de ses calibrations, de l'antenne utilisée pour l'acquisition et de la charge de l'objet placée à l'intérieur de celle-ci. En conséquence, il n'est pas possible d'utiliser une fonction étalonnée au préalable sur un objet pour déterminer ensuite la vitesse en fonction du signal in vivo chez un patient. En conséquence, l'identification proposée de l'hyperbole de décroissance du signal en fonction de la vitesse in vivo est obtenue à partir des distributions du signal à chaque phase du cycle cardiaque. L'ensemble des valeurs des pixels de l'image est positionné sur la fonction inverse pour déterminer la vitesse du liquide correspondante. Ainsi, la vitesse dans le tube peut être estimée à chaque instant du cycle cardiaque et en chaque point de l'image. La technique d'IRM a l'avantage de permettre la prise de mesures à des délais extrêmement rapprochés, de l'ordre de quelques millisecondes. En enregistrant les images mesurées comme indiqué ci-dessus selon un rythme régulier et, par exemple, pendant un cycle cardiaque complet, l'homme du métier conçoit qu'il est alors possible de visualiser sous forme d'un film la dynamique du liquide dans le tube et de profiter de la grande rapidité des mesures pour obtenir un � ralenti � et d'analyser à haute résolution temporelle les vortex, turbulences et lieux de variances de vitesse notamment dans les pathologies vasculaires telles que les plaques d'athérome, les sténoses ou les anévrismes. Pour calibrer l'échelle des niveaux de gris, la recherche des minimums et maximums d'intensité du signal se fait alors sur l'ensemble ou sur un nombre limité des images composant le film. Dans une variante de réalisation, le procédé décrit permet également d'étudier la propagation de l'onde de pression générée par le battement de coeur lors de la systole. Comme il est connu, les artères sont des tubes souples qui, normalement, réagissent aux différences de pression liées au cycle cardiaque en se dilatant. L'âge, ou la maladie, peut rendre les artères moins souples et donc moins adaptables aux variations de pression. Il est donc important d'étudier cette souplesse vasculaire pour déterminer les risques d'accident vasculaire. Pour cela, l'étude de la propagation de l'onde de pression générée est un marqueur important de cette souplesse. En préliminaire, il doit être noté que l'étude dynamique de la vitesse sous forme d'un film animé permet également de visualiser les mouvements des artères puisque le signal émis par le sang en mouvement � suit � la forme de l'artère. Ainsi, la machine d'IRM est configurée pour visualiser simultanément deux sections d'une artère séparées de quelques centimètres, typiquement, entre 4 et 5 centimètres. Par exemple, une première coupe correspond à la base du cou et la seconde coupe correspond à la base du crâne. Les mesures sont faites en parallèle à une fréquence, par exemple, de l'ordre de quelques millisecondes. Les mesures sont réalisées pour reconstruire un cycle cardiaque complet. En utilisant, par exemple, une méthode de segmentation automatique, les ondes de l'aire sont déduites dans les deux coupes, puis on le décalage temporel entre lesdites ondes est déterminé (t2 û ti). Connaissant la distance séparant les deux sections mesurées, il est alors aisé de déterminer la vitesse de l'onde de pression comme étant égale à d t2 - ti Une machine IRM pour déterminer in vivo la vitesse de déplacement d'un liquide corporel circulant dans un tube comporte donc, Fig.14, des moyens d'imagerie à résonance magnétique classiques avec une zone de mesure 40, un calculateur 42 et un écran de visualisation 44 et des moyens de synchronisation avec le signal ECG 46. Cette machine est paramétrée de façon à ce que la vitesse critique soit inférieure aux vitesses réelles à mesurer. Le calculateur 42 comporte également des moyens de détermination de la vitesse 48 du liquide corporel et de visualisation de celle-ci selon la méthode expliquée ci-dessus. Pour la détermination de la vitesse de l'onde de pression systolique, la machine IRM comporte, Fig.15, des moyens de mesure de deux coupes en simultanée et au niveau du calculateur 42 des moyens d'enregistrement 50 d'une succession régulière d'images de ces deux coupes, les images étant synchronisées avec l'onde R du signal ECG du patient détectées par les moyens de synchronisation 46, des moyens de segmentation automatique de l'artère 52 et des moyens de détermination du décalage temporel entre les deux ondes d'aire dans le deux sections 54. Des moyens de détermination de la vitesse 56 de l'onde de pression systolique calculent celle-ci comme expliqué précédemment. Le procédé de détermination de la vitesse profite avantageusement des résolutions spatiales et temporelles de l'IRM. Dans ce mode de TOF avec évacuation du volume du fluide entre deux excitations, les images montrant les variations de vitesse à l'intérieur d'une section de vaisseau sanguin peuvent être acquises avec une résolution axiale inférieure au millimètre. De même, la fréquence des mesures permet d'étudier l'évolution temporelle avec une résolution temporelle de l'ordre de quelques millisecondes. De plus, la vitesse de l'onde de pression peut être déterminée à partir de 2 coupes distantes de l'ordre de dizaines de millimètres seulement. Ce qui permet d'évaluer l'élasticité locale des artères pulsatiles par une méthode hémodynamique non sanglante à partir des deux séries d'images. Il est à noter que les nouvelles générations de machine IRM qui possèdent des aimants de 3 Teslas permettent d'améliorer encore la résolution des mesures. En particulier, la résolution spatiale peut être de quelques dixièmes de millimètres avec ces machines, permettant ainsi l'étude des phénomènes transitoires dans les vaisseaux battants tels que, par exemple, l'évolution de vortex lors de la circulation du sang à la hauteur d'une bifurcation d'artères.30 REVENDICATIONS1. Procédé de détermination in vivo de la vitesse d'un liquide corporel circulant dans un tube par imagerie à résonance magnétique comportant les étapes de : • définition (30) d'une coupe transversale du tube ayant une épaisseur déterminée (Tck) pour effectuer l'imagerie, • excitation (32) du liquide corporel contenu dans ladite coupe par application d'une séquence d'impulsions RF sur la coupe du tube selon un temps de répétition (TR) prédéterminé, • mesure (34) du signal émis par le liquide excité sur l'image reconstruite, caractérisé en ce que • la vitesse critique, définie comme la division de l'épaisseur de la coupe (Tck) par le temps de répétition (TR), est inférieure aux vitesses réelles à mesurer, et • la vitesse du liquide corporel en chaque point est une fonction de l'intensité dudit signal mesuré. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite fonction est une fonction décroissante. 3. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que ladite fonction est une fonction inverse hyperbolique. 4. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le temps de répétition est tel que le liquide corporel est totalement évacué en aval entre chaque mesure. 30 5. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que, la mesure étant répétée une pluralité de fois, l'ensemble des valeurs d'intensité du signal des points est positionné sur25la fonction inverse hyperbolique pour déterminer la vitesse absolue du liquide correspondante. 6. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que les mesures étant enregistrées à un rythme régulier, l'évolution temporelle de la vitesse du liquide en chaque point est déterminée et visualisable. 7. Procédé de détermination de la vitesse de l'onde de pression systolique comportant une étape préliminaire de détermination de deux sections de mesure d'une artère séparée d'une distance prédéterminée, puis la mise en oeuvre simultanément sur les deux sections de l'artère du procédé de la revendication 6 avec enregistrement de l'instant de prise de chaque mesure, puis - détermination, pour chaque section, de l'onde de variation de l'aire de la section au cours du temps, et - calcul de la vitesse de propagation de l'onde de pression comme étant la distance séparant les deux sections divisées par le décalage temporel entre les deux ondes de l'aire des deux sections. 20 8. Système d'imagerie à résonance magnétique pour la détermination in vivo de la vitesse d'un liquide corporel circulant dans un tube comportant des moyens d'imagerie à résonance magnétique (40, 42, 44, 46) adaptés à l'imagerie d'une coupe axiale d'une épaisseur déterminée (Tck) dudit tube, 25 caractérisé en ce que, l'excitation du liquide corporel contenu dans ladite coupe étant réalisée par application d'une séquence d'impulsions RF selon un temps de répétition (TR) prédéterminée, la vitesse critique, définie comme la division de l'épaisseur de la coupe (Tck) par le temps de répétition (TR), est inférieure aux vitesses réelles à mesurer, et 30 ledit système comporte en outre des moyens de détermination de la vitesse (48) du liquide corporel en chaque point comme une fonction de l'intensité dudit signal mesuré. 9. Système selon la revendication 8, caractérisé en ce que la vitesse est une fonction inverse de l'intensité dudit signal mesuré. 10. Système selon la revendication 8 ou 9, caractérisé en ce qu'il comporte en outre des moyens d'enregistrement (50) d'une succession régulière d'images prises simultanément en deux sections séparées d'une distance prédéterminée d'une artère, des moyens de détermination des ondes de l'aire des deux sections (52), des moyens de détermination du décalage temporel entre lesdites ondes (54) et des moyens de détermination de la vitesse de propagation d'une onde de pression systolique (56) comme étant la distance entre les deux sections divisée par le décalage temporel entre les deux ondes.