EP4142606A1 - Procédé de caractérisation d'un objet à l'aide d'ondes ultrasonores à différents modes, à l'aide d'une image composite - Google Patents

Procédé de caractérisation d'un objet à l'aide d'ondes ultrasonores à différents modes, à l'aide d'une image composite

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Publication number
EP4142606A1
EP4142606A1 EP21731231.3A EP21731231A EP4142606A1 EP 4142606 A1 EP4142606 A1 EP 4142606A1 EP 21731231 A EP21731231 A EP 21731231A EP 4142606 A1 EP4142606 A1 EP 4142606A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
waves
bone
propagation
image
interface
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
EP21731231.3A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Guillaume Renaud
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Sorbonne Universite
Original Assignee
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Sorbonne Universite
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Centre National de la Recherche Scientifique CNRS, Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM, Sorbonne Universite filed Critical Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Publication of EP4142606A1 publication Critical patent/EP4142606A1/fr
Pending legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Clinical applications
    • A61B8/0875—Clinical applications for diagnosis of bone
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/485—Diagnostic techniques involving measuring strain or elastic properties
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data

Definitions

  • the present disclosure relates to a method of characterizing an object using ultrasonic waves, and a system for carrying out this method.
  • This method and this system advantageously find application for characterizing a bone.
  • X-ray tomography imaging is, for example, a medical imaging technique using X-rays passing through the body to be imaged.
  • this technique has the disadvantage of exposing the body to potentially harmful ionizing radiation. Even today, exposing the bodies of young children to such X-rays is avoided unless absolutely necessary.
  • Ultrasonic waves are conventionally transmitted by a network of transceivers, and their echoes on a body to be characterized are received by the same network or another network after a certain propagation time between transmission and reception.
  • Images showing a section of the body in which the ultrasonic waves propagated can then be constructed based on the echo signals received by the transceiver network (s).
  • the speed of sound chosen is generally an average speed of sound in non-bone biological tissue (skin or muscle, for example), which is generally in the order of 1540 meters per second with an error of around 5% to 10%.
  • the images obtained on the basis of this hypothesis thus exhibit satisfactory quality in regions of interest showing non-bone biological tissue.
  • the speed of sound in a bone (generally between 2800 meters per second and 4200 meters per second for a compression wave in cortical bone) is much greater than the speed of sound in non-bone biological tissue.
  • Images obtained on the basis of a uniform velocity assumption whose value corresponds to a sound velocity in non-bone biological tissue exhibits poor quality in regions of interest showing bone. This poor quality typically results in low intensity and bone blurring. For this reason, a widely held misconception in the medical community is that ultrasound waves do not "easily penetrate" into bone.
  • the speed of sound in a bone depends on several factors.
  • Bone is indeed an elastically anisotropic medium. This is due in particular to the fact that the so-called cortical bone includes channels extending parallel to the longitudinal axis of a long bone (for example the tibia), in particular to house blood vessels.
  • an ultrasonic compression wave travels through a bone in a direction parallel to the longitudinal axis of a long bone faster than in another direction.
  • An aim of the present invention is to characterize an object even more precisely, such as a bone for example.
  • a method of characterizing an object comprising an external interface, an internal interface and an internal medium situated between the external interface and the internal interface, the method comprising steps from:
  • the ultrasonic waves comprising first waves having a mode which evolves according to a first evolution during their propagation in the object, and second waves having a mode which evolves according to a second evolution during their propagation in the object, the second evolution being different from the first evolution
  • the echo signals comprising first signals representing echoes of the first waves, and second signals representing echoes of second waves,
  • the determination of the two characteristics of the object comprising the following sub-steps: a) construction of a plurality of images showing the 'internal interface and the internal medium, the plurality of images being constructed from the echo signals, location data of the external interface, a speed of sound in the external medium and under the assumption that the two characteristics of the object are respectively equal to two candidate values, the plurality of image comprising a first image associated with the first waves and constructed from the first signals, and a second image associated with the second waves and constructed from the second signals , b) construction of a composite image from the plurality of images, c) calculation of a metric indicative of a focus quality of the internal interface and / or of the internal medium in the image composite age, d) depending on the metric, whether or not the two candidate values are selected as respective values of the two characteristics of the object.
  • the method according to the first aspect can comprise the following optional characteristics, taken alone or combined with each other whenever this is technically possible.
  • - ultrasonic waves include third waves having a mode which evolves according to a third evolution during their propagation in the object, the third evolution being different from the first evolution and the second evolution,
  • the echo signals include third signals representing third wave echoes
  • the plurality of images comprises a third image associated with the third waves and constructed from the third signals.
  • - ultrasonic waves include fourth waves having a mode which evolves according to a fourth evolution during their propagation in the object, the fourth evolution being different from the first evolution, the second evolution and the third evolution,
  • the echo signals include fourth signals representing echoes of the fourth waves
  • the plurality of images comprises a fourth image associated with the fourth waves and constructed from the fourth signals.
  • the ultrasonic waves include:
  • the ultrasonic waves are compression waves on their emission.
  • the two characteristics of the object include an elastic anisotropy parameter of the object and a propagation velocity of vertically polarized shear waves in the object in a direction of propagation parallel to or perpendicular to it. a longitudinal axis of the object.
  • the two characteristics of the object include a speed of propagation of compression waves in the object and a speed of propagation of shear waves in the object.
  • Both parameters can be adapted to define, in combination with two other parameters:
  • the other two parameters may include a speed of propagation of compression waves in an axial direction of the object, and another parameter of elastic anisotropy of the object.
  • the plurality of images can be constructed under the assumption that the object is elastically isotropic in a plane perpendicular to a longitudinal axis of the object, or under the assumption that the object is elastically isotropic.
  • the construction of a reference image included in the plurality of images, and associated with reference waves comprises:
  • the construction of the composite image comprises a weighted sum of the plurality of images.
  • the method according to the first aspect comprises a repetition of the sub-steps a) to c) for different pairs of candidate values, so as to obtain a plurality of metrics, one of the pairs of candidate values being selected in step d) as a function of the plurality of metrics.
  • the method comprises a location of the internal interface in an image constructed during an implementation of step a) or of step b), so as to generate data for the location of the interface. internal.
  • the internal interface is located in an image constructed from two candidate values selected in step d) as respective values of the two characteristics of the object.
  • the internal interface is localized is an image constructed from wave echo signals having a mode which does not change when passing through the external interface and which does not change when reflected on the internal interface.
  • the method comprises estimating a thickness of the object between the external interface and the internal interface, from the location data of the external interface and the location data of the internal interface.
  • the object is a bone.
  • the external interface is a periosteum of the bone.
  • the internal interface is an endosteal bone.
  • the internal medium is cortical bone tissue.
  • the internal medium can include pores containing a fluid or solid fibers oriented in the same longitudinal direction.
  • a system for characterizing an object is also proposed, the system comprising:
  • the - transmitters configured to emit ultrasonic waves towards the object, so that the ultrasonic waves propagate in an external medium located between the emitters and the object, then enter the object by crossing the external interface, then reflect on the internal interface, then leave the object cross again the external interface, the ultrasonic waves comprising first waves having a mode which evolves according to a first evolution during their propagation in the object, and second waves having a mode which evolves according to a second evolution during their propagation in the object, the second evolution being different from the first evolution,
  • - receivers configured to receive echo signals from ultrasonic waves after leaving the object, the echo signals comprising first signals representing echoes of the first waves, and second signals representing echoes of second waves,
  • a processing device configured to determine two characteristics of the object providing information on the propagation of ultrasonic waves in the object, the determination of the two characteristics of the object comprising the following sub-steps: a) construction of a plurality of images showing the internal interface and the internal environment, the plurality of images being constructed from the echo signals, data from localization of the external interface, of a speed of sound in the external medium and under the assumption that the two characteristics of the object are respectively equal to two candidate values, the plurality of images comprising a first image associated with the first waves and constructed from the first signals, and a second image associated with the second waves and constructed from the second signals, b) construction of a composite image from the plurality of images, c) calculation of an indicative metric a quality of focusing of the internal interface and / or of the internal medium in the composite image, d) according to the metric, selection or not of the two candidate values as respective values of the two characteristics ques of the object.
  • Figure 1 is a schematic view of a body including a bone.
  • FIG. 2 schematically illustrates a characterization system according to one embodiment.
  • Figure 3 shows a bone and a probe in a first position.
  • FIG. 4 is a flowchart of steps of a characterization method according to a first embodiment.
  • Figure 5 shows a bone and a probe in a second position.
  • FIG. 6 is a flowchart of other steps of the characterization method according to the first embodiment.
  • Figure 7 illustrates the paths followed by different types of waves in a bone.
  • Figure 8 is a flowchart detailing the substeps of a step illustrated in Figure 6.
  • FIGS. 9a to 9e respectively show five images constructed during the implementation of a characterization method.
  • FIG. 10 is a flowchart of steps of a characterization method according to a second embodiment.
  • Figure 11 is a flowchart detailing the sub-steps of a step illustrated in figure
  • Bone B extends along a longitudinal axis X.
  • Bone B comprises in particular marrow, an endosteum E extending around the marrow, a cortical bone tissue T extending around the endosteum E, a periosteum extending around the cortical bone tissue T.
  • Cortical bone tissue comprises osteons or Havers' systems, each osteon defines a pore having the shape of a cylinder oriented parallel to the longitudinal axis X.
  • the non-osseous biological tissue T extends around the bone, and more specifically around the bone. of the PE periosteum with which it is in contact.
  • the non-osseous biological tissue T comprises flesh or even skin surrounding the flesh.
  • the PE periosteum forms an external interface of bone B, between an external environment (the biological non-bone tissue T) and an internal environment (cortical bone tissue).
  • Endostate E also forms an internal interface of bone B between cortical T bone tissue and the marrow.
  • a characterization system 1 comprises an ultrasonic probe 2, a device 4 for processing echo signals acquired by the probe 2, or even a display screen 12.
  • the ultrasonic probe 2, known as such. itself, comprises at least one array of transceivers 6 aligned along a Y axis.
  • the probe 2 comprises a silicone lens (not shown) arranged in front of the row of transceivers 6.
  • Each transceiver 6 is suitable for emitting ultrasonic waves. Each transceiver 6 is also suitable for acquiring ultrasonic wave echo signals transmitted by any other transceiver 6.
  • a transceiver is for example a piezoelectric element.
  • the relative positions of the transceivers 6 are predetermined. Typically, the transceivers 6 are separated by a constant pitch along the axis of the probe 2.
  • the echo signal processing device 4 conventionally comprises at least a processor 8 and a memory 10.
  • the processor 8 is configured to perform calculations, and in particular an image processing algorithm, the operation of which will be detailed below.
  • a function of the processing device 4 is to determine, from echo signals and other data, at least two parameters of the bone that provide information on the propagation of ultrasonic waves in the bone.
  • Memory 10 stores predetermined data. These data are not specific to an individual's body but are generic data applicable to any individual in a population.
  • the predetermined data includes a set of candidate values for the two bone parameters providing information on the propagation of ultrasonic waves in bone.
  • a method of characterizing bone B using the characterization system 1 and according to a first embodiment comprises the following steps.
  • the probe 2 is positioned close to the body C in a first position illustrated in FIG. 3.
  • the transceivers 6 of the probe 2 are aligned substantially perpendicular to the longitudinal axis of the bone B.
  • the Y axis of probe 2 is perpendicular to the X axis of bone B in the first position.
  • the probe 2 emits ultrasonic waves in the direction of the body C (step 100).
  • These waves are, for example, radial compression waves. These waves propagate in a plane perpendicular to the longitudinal axis X of bone B, also called the transverse plane.
  • Ultrasound waves propagate in non-bone biological tissue (external medium located between the transmitters and the bone), then enter the bone through the periosteum (external interface of the bone), then reflect on the endosteum (internal interface of the bone), then exit the bone and cross the periosteum again.
  • the ultrasonic waves emitted during this step 100 can have a compression mode (the wave is then a compression wave) or a shear mode (the wave is then a shear wave).
  • Echo signals from these ultrasonic waves are acquired by the transceivers of probe 2 (step 102).
  • a wave emitted by a transceiver 6 of index i can perfectly well give rise to an echo signal received by another transceiver 6 of index j.
  • the echo signals are digitized, transmitted to the processing device 4 and stored in the memory 10 in a form known from the state of the art.
  • the processor 8 implements the following steps, which are described in document WO 2019/016339:
  • step 104 Determination of a speed of sound in the biological tissue (step 104). This step uses the echo signals received in step 102.
  • the speed of sound in the biological tissue determined during step 102 is a radial speed V radiai tissue , that is to say in a transverse plane. (perpendicular to the longitudinal axis X of the bone).
  • the PE periosteum forms an external interface of bone B between an internal medium of bone B (i.e. cortical bone tissue) and an external medium (i.e., non-bone biological tissue T surrounding bone. B).
  • the periosteum defines a dividing curve.
  • processor 8 generates location data for the PE periosteum.
  • V radiai Determination of a radial speed of sound in the bone V radiai (step 108). This speed is therefore a speed in a plane perpendicular to the longitudinal axis of the bone.
  • the velocity V radiai is determined from the location data of the periosteum PE obtained in step 106 and the velocity V radiiai tissue determined in step 104.
  • step 108 includes the following sub-steps:
  • a preliminary image image showing the cortical bone tissue of bone B and endosteum E, from echo signals, velocity V tissue , location data of the periosteum PE, and under the assumption that the speed V radiated is equal to a candidate value stored in the memory.
  • the preliminary image is for example constructed using the Kirchhoff migration method, the so-called “Total Focusing Method”, or even the so-called migration method. temporal reversal ("Reverse Time Migration" in English, abbreviated as RTM).
  • RTM Reverse Time Migration
  • Calculation of a metric known as a preliminary metric, representative of a focusing quality in a region of interest of the preliminary image.
  • the region of interest chosen is typically a region showing endosteum E and / or cortical tissue of bone B.
  • the processor 8 locates the endosteum E (step 110) in one of the preliminary images constructed during the step 108. During the localization step 110, the processor 8 generates data for the location of the endosteum. E.
  • the location 110 of the endostate E conventionally comprises the following sub-steps:
  • the preliminary image chosen for the localization is the subject of a segmentation, so as to identify a group of pixels (this segmentation comprising for example the implementation of a Djikstra algorithm known from the state of the art ).
  • this group of pixels is approximated in a demarcation curve defined by a polynomial, for example a parabola.
  • the location 110 is implemented in the preliminary images constructed on the basis of the candidate values having been selected as V radiai during step 109.
  • This has the advantage of locating the endosteum E more precisely from the makes the high quality of focus of this image among all those which have been constructed by the processor 8 during step 108.
  • processor 8 estimates a thickness of bone B, measured between periosteum PE and endosteum E (step 112). This thickness is estimated on the basis of the location data obtained in steps 106 and 110.
  • the probe 2 is positioned close to the body C in a second position illustrated in FIG. 5.
  • the second position is different from the first position.
  • the X and Y axes are coplanar, parallel tracks.
  • the probe 2 in the second position emits new ultrasonic waves in the direction of bone B (step 200).
  • the new ultrasonic waves propagate in a longitudinal plane parallel to the longitudinal axis of bone B.
  • the new ultrasound waves enter body C, then propagate into non-bone biological tissue T (external medium), then enter bone B by passing through periosteum PE (external interface of bone), then propagate into the cortical tissue of the bone (internal environment).
  • the new waves are then reflected on the endosteum E (internal interface), then propagate again in the cortical tissue of the bone, then exit the bone crossing the periosteum PE again, propagate again in the non-osseous biological tissue T before exiting the body C and then waiting for the receptors for probe 2.
  • a new ultrasonic wave can have a compression mode (the wave is then a compression wave) or a shear mode (the wave is then a shear wave).
  • the mode of a new ultrasonic wave is likely to change between its emission by a transmitter of probe 2 and its subsequent reception by a receiver of probe 2. Two mode changes are likely to occur: compression mode to shear mode or shear mode to compression mode.
  • the new ultrasonic waves have a compression mode when they are emitted from probe 2 in step 200.
  • the new ultrasonic waves emitted in step 200 include waves whose respective modes change in different ways during their propagation in the B bone. Moreover, the trajectories followed by these waves are also different.
  • the new ultrasonic waves can include first waves whose mode evolves according to a first evolution during their propagation in the bone: their mode does not change when crossing the periosteum PE (external interface) and does not change by being reflected on the bone. 'endoste (internal interface).
  • These first waves are for example PPPP waves: before reaching the bone, these PPPP waves are compression waves, and remain so during their propagation in the bone. The first waves follow the first trajectories in the bone.
  • the new ultrasonic waves can include second waves whose mode evolves according to a second evolution during their propagation in the bone, the second evolution being different from the first evolution: their mode changes when they enter bone B into crossing the periosteum PE (external interface), does not change when they reflect on the endosteum (internal interface), and changes again when they exit the object by crossing the periosteum (external interface)
  • These second worlds are by example of PSSP waves: before reaching the bone, these waves are compression waves, transform into shear waves when entering bone B through the periosteum PE, and transform into compression waves when leaving the 'bone crossing again the periosteum PE.
  • the second waves follow first trajectories in the bone which are different from the first trajectories.
  • the new ultrasonic waves can include third waves whose mode evolves according to a third evolution during their propagation in the bone, the third evolution being different from the first evolution and the second evolution.
  • These third waves have a mode which changes when they enter bone B by crossing the periosteum PE (external interface), which changes again during their reflection on the endosteum E (internal interface), and which does not change. when they exit the bone by crossing the periosteum PE (external interface).
  • These third waves are for example PSPP waves: before reaching the bone, these waves are compression waves, transform into shear waves when entering bone B through the periosteum PE and transform back into compression waves by being reflected on the endosteum E.
  • the third waves follow third trajectories in the bone which are different from the first trajectories and from the second trajectories.
  • the new ultrasonic waves can include fourth waves whose mode evolves in a fourth evolution during their propagation in the bone, the fourth evolution being different from the first evolution, the second evolution and the third evolution.
  • These fourth waves have a mode which does not change when they enter the bone by crossing the periosteum PE (external interface), which changes during their reflection on the endosteum E (internal interface), and which changes again during of their exit from the bone by crossing the periosteum PE (external interface).
  • These fourth waves are for example PPSP waves: before reaching the bone, these waves are compression waves, are transformed into shear waves by being reflected on the endosteum, and are transformed back into compression waves when leaving the bone. the bone by crossing the periosteum.
  • the fourth waves follow fourth paths in the bone that are different from the first paths, second paths, and third paths.
  • FIG. 7 shows the respective trajectories of a PPPP wave, a PSSP wave, a PPSP wave, and a PPSP wave as well as a PP wave.
  • Figure 7 shows a gray area which represents the cortical bone tissue of bone B.
  • the PE periosteum is represented by the upper border of this gray area
  • the endostate E is represented by the lower border of this gray area.
  • the new ultrasonic waves emitted in step 200 include the first, second, third and fourth waves mentioned above. It will be seen below that these different types of waves are used to characterize bone B more precisely. New echo signals of these new ultrasonic waves are thus acquired by the transceivers 6 of the probe 2 (step 202).
  • the new echo signals include different signals associated respectively with the different waves described above, whose modes evolve differently and follow different paths during their propagation in the bone.
  • the new echo signals obtained in step 202 may include:
  • Second signals constituting echoes of the second waves, and / or
  • a compression wave is faster than a shear wave.
  • the propagation speed of a compression wave in a bone is between 2800 and 4200 meters per second, while the propagation speed of a shear wave in a bone is between 1300 and 2000 meters per second.
  • a compression wave is about twice as fast in a bone as a shear wave.
  • shear waves propagate in soft tissue such as biological tissue T at a negligible speed, on the order of 1 meter per second.
  • the echoes of the first, second, third and fourth waves are received by the same receiver 6 at different times.
  • the echoes of the PPPP waves are received first by a receiver 6, since these waves have kept a compression mode (fast) during their propagation in the bone B.
  • the PSSP waves are received by the same receiver 6 at a time later, and even last because these waves were propagated in the bone according to a shearing mode on the outward and return side.
  • the PSPP and PPSP waves are received by the same receiver after the PPPP waves, and before the PSSP waves; in fact, these waves have been slowed down by their shear mode, but only on their way to or back into the bone (either before reaching the endosteum, or after having been reflected on the endosteum).
  • the new echo signals are digitized, transmitted to processing device 4 and stored in memory 10.
  • v P and v sv can be defined by four parameters, called Thomsen parameters, because they were proposed by L. Thomsen in the document entitled Weak elastic anisotropy, published in 1986.
  • e another parameter of elastic anisotropy of bone B.
  • this other parameter of elastic anisotropy is representative of a difference between the speed of axial propagation in the bone of a wave compression and a radial velocity in the bone of a compression wave.
  • the processor 8 determines the parameter a 0 based on the new echo signals (step 204). This step may for example be based on locating a head wave which propagates along the outer surface of the bone B. According to this known technique, two specific echo signals acquired in response to the emission of waves by two emitters 6 extremes of the probe 2 (typically, that of index 0 and that of maximum index).
  • the set of transceivers 6 receives the waves transmitted selectively by one of the extremal transmitters 6 of the probe 2.
  • the distance which separates the two extremal transmitters 6 is known, typically between 10 and 40 millimeters. At this scale, it can be assumed that the outer surface of bone B is flat. Therefore, the speed of propagation of a head wave along this surface can be easily determined given that the relation between the instant of arrival of the head wave of a wave by one of the two transmitters receivers 6 used and the distance separating one of the two extremal transmitters 6 and the receivers 6 is a linear function. Under this assumption of linearity, it is very easy to determine:
  • the parameter a 0 is then calculated by the processor 8 by means of the following formula:
  • the processor 8 furthermore determines the parameter e (step 206) on the basis of the speed V radiai obtained in step 108 and the speed V axiai (in other words, the parameter a 0 ) obtained in step 204.
  • the processor 8 typically performs the following calculation during step 206 to determine the parameter e:
  • the processor 8 furthermore determines the parameters d * and b 0 using the new echo signals (step 208). With reference to FIG. 8, this step 208 comprises the following sub-steps.
  • the processor 8 constructs a plurality of images each showing the endosteum E (internal interface) and cortical bone tissue of the bone (internal environment) (step 300). For this construction, the following input data is used by processor 8:
  • the processor 8 implements a processing assuming that the parameters d * and b 0 are respectively equal to these two candidate values.
  • Each image of the plurality of images consists of a grid of pixels, each pixel being defined by a position in the grid and by an intensity I, this intensity being typically representative of a gray level.
  • Each preliminary image also represents a sectional view of the body C in a plane in which the ultrasonic waves have propagated (this sectional plane being parallel to the axis of the probe 2). Each point of this cutting plane will thus be shown in a pixel of each image.
  • not all of the echo signals acquired in step 202 are used to construct an image of the plurality of images. Only one of the four types of echo signals mentioned above is used to construct an image of the plurality of images. Therefore, one image of the plurality of images is associated with waves that have had a specific mode shift and have followed a specific path as they propagate through bone.
  • the plurality of images can thus include:
  • the construction of an image of the plurality of images is carried out by means of the Kirchhoff migration method or the so-called “total focusing” method. These methods are known per se.
  • the construction of the first image 11 using one of these two methods comprises the following substeps.
  • the processor 8 selectively estimates the first trajectories followed by the first waves, from the first echo signals and under the assumption that the parameters d * and b 0 are respectively equal to two candidate values present in memory 10.
  • the first waves passed through point P were each emitted by a transmitter of index i, whose position is known along the Y axis of probe 2, and received by a receiver of index j, whose position is also known along the Y axis of probe 2. There are therefore at most as many first wave echo signals passed through point P as there are pairs (i, j) of emitter indices / receivers in probe 2 (therefore at most M x N signals if M is the number of transmitters used and N the number of receivers used).
  • the estimation of the first trajectories is implemented by exploiting the Fermât principle, according to which it is assumed that a first wave propagates rectilinearly in a homogeneous medium.
  • the body C is considered during the implementation of this estimation of the first trajectories as a heterogeneous medium: the non-osseous biological tissue is considered as a homogeneous medium, in which the first ultrasonic waves are propagated at the speed V radiai tissue previously determined.
  • bone B is considered as another homogeneous medium in which these first waves propagated at speeds calculated by means of the two Thomsen functions described above, by assuming that the parameters d * and b 0 used by these functions are respectively equal to the two candidate values, and that the parameters a 0 and e are equal to the values determined previously in steps 204 and 206.
  • the processor 8 calculates the propagation times of the first waves passed through the point P via the first estimated trajectories.
  • a propagation time breaks down into a propagation time t T (i, P) from the transmitter of index i to the point P, and a propagation time t R (J, P) from the point P to to the index receiver j.
  • the processor 8 then calculates an intensity of a pixel of the first image 11 at the point P considered, from the estimated propagation times, the first echo signals and the positions of the transmitters and receivers.
  • the intensity I of point P is typically calculated using the formula below: in which :
  • W (P, i, j) denotes a weight obtained by applying a predetermined weighting function W.
  • the weighting function W is an observation window function (also called the weighting or apodization window in the literature).
  • This angular threshold is for example set at 50 degrees (this angle corresponding to a loss of sensitivity of a receiver of the order of 50%).
  • the first image 11 can be entirely constructed.
  • the first image 11 is constructed by means of the so-called time reversal migration method (“Reverse Time Migration” in English, abbreviated as RTM).
  • RTM Reverse Time Migration
  • This method is an alternative imaging method resulting in an image representing the reflectivity of a region at any point thereof. It assumes knowledge of the geometry of the medium studied and of the speed of propagation of the first waves at each point.
  • the reflectivity image is obtained by calculating, in all point of the image, a temporal correlation between an incident field generated by the source and the back-propagated field recorded by the receivers.
  • These fields are obtained by numerically solving the acoustic (or elastic) wave equation, using respectively the waveform generated by a transmitter and the echo signals recorded by the receivers (reversed in time) as boundary conditions. . These operations must be repeated for each program.
  • the final image is obtained by summing the images obtained for each emission. This method is nevertheless much more costly in computation time than that used in the preferred embodiment variant described above.
  • the first image 11 is constructed by selectively using the echo signals of the first waves, which are propagated by following particular trajectories (the first trajectories), with a particular mode evolution (not change of mode when crossing the periosteum PE and reflection on the endosteum E).
  • the second, third or fourth echo signals are not used to construct the first frame 11.
  • the second image I2, the third image I3 and the fourth image I4 are constructed using one of the alternative embodiments described above, the only difference of course being in the echo signals selectively used each time. .
  • only the second echo signals are used to build the second image I2
  • only the third echo signals are used to build the third image I3, and only the fourth echo signals are used to build the fourth image I4. .
  • images 11-14 constructed in step 300 provide different visual information about cortical bone tissue and endosteum. This is because these images were built on the basis of waves that followed different trajectories, and whose modes evolved in different ways during their propagation in the B bone.
  • the processor 8 subsequently generates a composite image IC from the previously constructed plurality of images (step 302).
  • This composite image IC an example of which is shown in FIG. 9e, thus brings together the various visual information mentioned above, in a synergistic manner.
  • the composite image IC gives more visual information about the bone than each image of the plurality of images taken individually.
  • the composite image IC can be a weighted sum of the plurality of images. It is in particular possible to implement an incoherent composition (“incoherent compounding” in English) of the respective envelopes of the images of the plurality of images.
  • Processor 8 then calculates a metric representative of a focus quality in a region of interest of the composite image IC (step 304).
  • the region of interest chosen is typically a region showing the endosteum E and / or cortical bone tissue of the bone (internal medium).
  • the metric is preferably a function of an average intensity and / or average contrast in the region of interest considered in the composite image IC.
  • the metric is typically one or a combination of the following metrics, known to the state of the art:
  • Steps 300, 302 and 304 are repeated for different pairs of candidate values for the parameters d * and b 0 . At the end of this repetition, as many metrics are thus obtained as there are pairs of candidate values used.
  • the processor 8 selects as final values for the parameters d * and b 0 a pair of optimal values among the pairs of candidate values used (step 306).
  • the processor 8 is based for this on the calculated metrics.
  • the candidate pair of values selected in step 306 is that which served as input data to produce a composite image IC whose associated metric is indicative of maximum focus quality in the region of interest. considered, among all the calculated metrics. Typically, when one of the methods listed above is used to calculate the metric, one searches for the maximum value metric among all the calculated metrics.
  • a pair of candidate values that have been used is selected at no at step 306 based on the metric that has been calculated based on that pair.
  • Processor 8 now knows the four Thomsen parameters a 0 , b 0 , ⁇ 3 ⁇ 4, e, which constitute characteristics providing information on the propagation of ultrasonic waves in bone B.
  • the processor 8 locates the endosteum E (step 210) in one of the images constructed during the step 208. During the localization step 210, the processor 8 generates data for the location of the endosteum E .
  • the location 210 of the endostate E conventionally comprises the following sub-steps:
  • the image chosen for the localization is the subject of a segmentation, so as to identify a group of pixels showing the endosteum E (this segmentation comprising for example the implementation of a Djikstra algorithm known to the state of the art).
  • this group of pixels is approximated in a demarcation curve defined by a polynomial, for example a parabola.
  • the location data of the endosteum E obtained in step 210 differ from those obtained in step 110 in that it is based on images in different planes (transverse plane for step 110 against plane longitudinal for step 210).
  • the location 210 is implemented in one of the images constructed on the basis of the candidate values having been selected as values for the parameters d * , b 0 during step 306.
  • This image can thus be the first image 11, the second image I2, the third image I3, the fourth image I4 or the composite image IC. This has the advantage of locating the endosteum E more precisely because of the high quality of focusing these images among all those which have been constructed by the processor 8.
  • the first image 11 constructed on the basis of the candidate values having been selected as values for the parameters d * , b 0 during step 306 which is used for the localization of the endosteum at the endosteum. during step 210.
  • this first image 11 which makes it possible to locate the endosteum E most precisely, this first image 11 being associated with the waves having a mode which does not change when crossing the periosteum. PE and which does not change when reflected on the endosteum E.
  • processor 8 estimates a thickness of bone B, measured between periosteum PE and endosteum E (step 212). This thickness is estimated on the basis of the location data obtained in steps 106 and 210.
  • the thickness estimated at step 212 constitutes additional information and of the thickness estimated at step 112.
  • the thickness estimated at step 212 is a thickness measured in a longitudinal plane of the bone B
  • the thickness estimated in step 112 is a thickness measured in a transverse plane of the bone B.
  • the method according to this second embodiment comprises the steps 100, 102, 104, 106, 200, 202 described above.
  • the processor 8 jointly determines two speeds based on the echo signals received in step 202: a compression wave propagation speed in bone V P , and a shear wave propagation speed V s in the bone (step 209).
  • step 209 comprises the following substeps.
  • the processor 8 constructs a plurality of images each showing the endosteum E (internal interface) and cortical bone tissue of the bone (internal environment) (step 400). For this step 400, the following input data is used by processor 8:
  • processor 8 implements processing assuming that the speeds V P and V s are respectively equal to these two candidate values. This assumption is therefore different from that used during step 300 forming part of the method according to the first embodiment.
  • step 400 Apart from this difference in assumption, all the other principles of step 300 described above can be taken up in step 400.
  • the plurality of images constructed during step 400 can thus include:
  • a fourth image I4 selectively constructed on the basis of the fourth echo signals, when the fourth waves are part of the ultrasonic waves emitted in step 202.
  • the processor 8 subsequently generates a composite image IC based on the plurality of images (step 402).
  • This step 402 can be identical to step 302.
  • Processor 8 calculates a metric representative of a focus quality in a region of interest of the composite image IC (step 404).
  • the region of interest chosen is typically a region showing endostate E and / or cortical bone tissue of the bone (internal medium). This step 404 can be identical to step 304.
  • Steps 400, 402 and 404 are repeated for different pairs of candidate values for the speeds V P and V s . At the end of this repetition, as many metrics are thus obtained as there are pairs of candidate values used.
  • the processor 8 selects as final values for the speeds V P and V s a pair of optimal values among the pairs of candidate values used (step 406).
  • the processor 8 is based for this on the calculated metrics.
  • the principles implemented in step 306 are applicable to step 406.
  • the steps 208 and 209 have the common point of determining two parameters providing information on the propagation of ultrasonic waves in bone B.
  • these two parameters are the parameters d * , b 0 from Thomsen.
  • these two parameters are the speeds V P and V s .
  • Steps 210, 212 are implemented as in the first embodiment. The same principles apply regarding the selection of the image used to locate the endostate E.
  • An external interface (the PE periosteum, when this object is bone B) capable of being crossed by ultrasonic waves.
  • An internal interface (endostate E, when this object is bone B) capable of reflecting ultrasonic waves.
  • the object is not necessarily tubular or globally tubular deformed, as is the case with bone B.
  • the object can for example be in the form of a plate, the internal and external interfaces then defining two opposite sides of such a plate.
  • the internal medium comprises pores containing a fluid and oriented in the same longitudinal direction, or solid fibers oriented in the same longitudinal direction, for example glass or carbon fibers.
  • the object may mimic a bone, and be intended to be used for training purposes by medical personnel.

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Abstract

Procédé de caractérisation d'un objet comprenant : émission d'ondes ultrasonores qui entrent dans un objet en traversant une interface externe, puis se réfléchissent sur une interface interne, puis sortent de l'objet en retraversant à nouveau l'interface externe, les ondes ultrasonores comprenant des premières ondes ayant un mode qui évolue selon une première évolution au cours de leur propagation dans l'objet, et des deuxièmes ondes ayant un mode qui évolue selon une deuxième évolution au cours de leur propagation dans l'objet; réception de signaux d'écho comprenant des premiers signaux représentant des échos des premières ondes, et des deuxièmes signaux représentant des échos des deuxièmes ondes, construction d'une pluralité d'images montrant l'objet, la pluralité d'images étant construite à partir des signaux d'écho, sous l'hypothèse que deux caractéristiques de l'objet sont égales à deux valeurs candidates, et comprenant une première image construite à partir des premiers signaux, et une deuxième construite à partir des deuxièmes signaux; construction d'une image composite à partir de la pluralité d'images; calcul d'une métrique de mise au point dans l'image composite, et en fonction de la métrique, sélection ou non des deux valeurs candidates en tant que valeurs des deux caractéristiques. Ces caractéristiques peuvent notamment servir à estimer une épaisseur de l'objet entre les deux interfaces.

Description

Procédé de caractérisation d’un objet à l’aide d’ondes ultrasonores à différents modes, à l’aide d’une image composite
DOMAINE TECHNIQUE
La présente divulgation concerne un procédé de caractérisation d’un objet à l’aide d’ondes ultrasonores, et un système pour mettre en oeuvre ce procédé.
Ce procédé et ce système trouvent avantageusement application pour caractériser un os.
ETAT DE LA TECHNIQUE
L’utilisation d’ondes pour caractériser un objet, tel qu’un corps vivant, est connue.
L'imagerie par tomographie à rayons X est par exemple une technique d'imagerie médicale utilisant des rayons X traversant le corps à imager. Cette technique présente toutefois l’inconvénient d’exposer le corps à un rayonnement ionisant potentiellement dangereux. Encore aujourd’hui, on évite d’exposer le corps de jeunes enfants à de tels rayons X sauf absolue nécessité.
D’autres techniques connues ayant pour but de caractériser un corps vivant utilisent des ondes ultrasonores, qui sont des ondes moins dangereuses que les rayons X.
Des ondes ultrasonores sont conventionnellement émises par un réseau d’émetteurs récepteurs, et leurs échos sur un corps à caractériser sont reçus par le même réseau ou un autre réseau après une certaine durée de propagation entre l’émission et la réception.
Des images montrant une coupe du corps dans lequel les ondes ultrasonores se sont propagées peuvent ensuite être construites sur la base des signaux d’écho reçus par le (ou les) réseau(x) d’émetteurs -récepteurs.
Au cours de la construction de telles images, il est fait l’hypothèse que le corps est un milieu homogène, et que, par conséquent, la vitesse du son est uniforme dans le corps étudié.
La vitesse du son choisie est généralement une vitesse du son moyenne dans du tissu biologique non osseux (peau ou muscle par exemple), qui est généralement de l’ordre de 1540 mètres par seconde à une erreur près de 5% à 10%. Les images obtenues sur la base de cette hypothèse présentent ainsi une qualité satisfaisante dans des régions d’intérêt montrant du tissu biologique non osseux.
Or, la vitesse du son dans un os (généralement comprise entre 2800 mètres par secondes et 4200 mètres par secondes pour une onde de compression dans l’os cortical) est très supérieure à la vitesse du son dans un tissu biologique non osseux. Des images obtenues sur la base d’une hypothèse de vitesse uniforme dont la valeur correspond à une vitesse du son dans du tissu biologique non-osseux présentent une mauvaise qualité dans des régions d’intérêt montrant l’os. Cette mauvaise qualité se traduit typiquement par une faible intensité et un rendu flou au niveau de l’os. Pour cette raison, une idée reçue largement répandue dans le milieu médical est que les ondes ultrasonores ne « pénètrent pas facilement » dans de l’os.
La différence entre la vitesse du son dans un os et dans les tissus biologiques non osseux entourant l’os crée un effet de réfraction. Il n’est donc pas possible de reconstruire des images de bonne qualité en se fondant sur une valeur prédéterminée de vitesse de son dans l’os, comme on a déjà pu le faire avec une vitesse de son dans un tissu biologique non osseux.
La vitesse du son dans un os dépend de plusieurs facteurs.
Premièrement, la vitesse du son dans un os varie d’un individu à un autre. C’est d’ailleurs la raison pour laquelle elle constitue une information très utile pour diagnostiquer ultérieurement des troubles tels que l’ostéoporose.
Deuxièmement, la vitesse du son dans un os n’est pas la même dans toutes les directions. L’os est en effet un milieu élastiquement anisotrope. Ceci est dû notamment au fait que l’os dit cortical comprend des canaux s’étendant parallèlement à l’axe longitudinal d’un os long (tibia par exemple), pour héberger en particulier des vaisseaux sanguins. Ainsi, une onde ultrasonore de compression se propage dans un os suivant une direction parallèle à l’axe longitudinal d’un os long plus rapidement que suivant une autre direction.
En définitive, déterminer précisément la vitesse de son constitue un enjeu majeur pour caractériser un os.
A cet égard, il a déjà été proposé un procédé de détermination de la vitesse du son dans un os parallèlement à l’axe longitudinal de l’os. Au cours de ce procédé, des ondes ultrasonores sont émises par un réseau d’émetteurs-récepteurs d’ondes ultrasonores alignés parallèlement à l’axe longitudinal d’un os long. Sur la base de signaux d’écho reçus par les récepteurs, on détermine une vitesse d’une onde guidée par l’os, dite onde de tête, se propageant le long de la surface extérieure de l’os. Cette vitesse est déterminée assez facilement en faisant l’hypothèse que la relation entre l’instant de réception d’une onde ultrasonore par un des récepteurs et la distance séparant ce récepteur de l’émetteur de la même onde est une fonction linéaire. Cependant, ce procédé ne peut pas être utilisé pour déterminer une vitesse du son dans l’os suivant une autre direction qu’une direction parallèle à l’axe longitudinal d’un os long. En conséquence, il ne permet de caractériser un os que de façon partielle.
Il a été par la suite proposé dans le document WO 2019/016339 un procédé permettant de surmonter les problèmes ci-dessus.
RESUME DE L’INVENTION
Un but de la présente invention est de caractériser de manière encore plus fine un objet, tel qu’un os par exemple.
A cet effet, il est proposé, selon un premier aspect, un procédé de caractérisation d’un objet comprenant une interface externe, une interface interne et un milieu interne situé entre l’interface externe et l’interface interne, le procédé comprenant des étapes de :
- émission, par des émetteurs, d’ondes ultrasonores vers l’objet, de sorte que les ondes ultrasonores se propagent dans un milieu externe situé entre les émetteurs et l’objet, puis entrent dans l’objet en traversant l’interface externe, puis se réfléchissent sur l’interface interne, puis sortent de l’objet en traversent à nouveau l’interface externe, les ondes ultrasonores comprenant des premières ondes ayant un mode qui évolue selon une première évolution au cours de leur propagation dans l’objet, et des deuxièmes ondes ayant un mode qui évolue selon une deuxième évolution au cours de leur propagation dans l’objet, la deuxième évolution étant différente de la première évolution,
- réception, par des récepteurs, de signaux d’écho des ondes ultrasonores après leur sortie de l’objet, les signaux d’écho comprenant des premiers signaux représentant des échos des premières ondes, et des deuxièmes signaux représentant des échos des deuxièmes ondes,
- détermination de deux caractéristiques de l’objet renseignant sur la propagation d’ondes ultrasonores dans l’objet, la détermination des deux caractéristiques de l’objet comprenant les sous-étapes suivantes : a) construction d’une pluralité d’images montrant l’interface interne et le milieu interne, la pluralité d’images étant construite à partir des signaux d’écho, de données de localisation de l’interface externe, d’une vitesse du son dans le milieu externe et sous l’hypothèse que les deux caractéristiques de l’objet sont respectivement égales à deux valeurs candidates, la pluralité d’image comprenant une première image associée aux premières ondes et construite à partir des premiers signaux, et une deuxième image associées aux deuxièmes ondes et construite à partir des deuxièmes signaux, b) construction d’une image composite à partir de la pluralité d’images, c) calcul d’une métrique indicative d’une qualité de mise au point de l’interface interne et/ou du milieu interne dans l’image composite, d) en fonction de la métrique, sélection ou non des deux valeurs candidates en tant que valeurs respectives des deux caractéristiques de l’objet.
Le procédé selon le premier aspect peut comprendre les caractéristiques optionnelles suivantes, prises seules ou combinées entre elles chaque fois que cela est techniquement possible.
De préférence :
- les ondes ultrasonores comprennent des troisièmes ondes ayant un mode qui évolue selon une troisième évolution au cours de leur propagation dans l’objet, la troisième évolution étant différente de la première évolution et de la deuxième évolution,
- les signaux d’écho comprennent des troisièmes signaux représentant des échos des troisièmes ondes,
- la pluralité d’images comprend une troisième image associée aux troisièmes ondes et construite à partir des troisièmes signaux.
De préférence :
- les ondes ultrasonores comprennent des quatrièmes ondes ayant un mode qui évolue selon une quatrième évolution au cours de leur propagation dans l’objet, la quatrième évolution étant différente de la première évolution, de la deuxième évolution et de la troisième évolution,
- les signaux d’écho comprennent des quatrièmes signaux représentant des échos des quatrièmes ondes,
- la pluralité d’images comprend une quatrième image associée aux quatrièmes ondes et construite à partir des quatrièmes signaux.
De préférence, les ondes ultrasonores comprennent :
- des ondes ayant un mode qui ne change pas en traversant l’interface externe et qui ne change pas en se réfléchissant sur l’interface interne, et/ou
- des ondes ayant un mode qui change dans lors de leur entrée dans l’objet en traversant l’interface externe, qui ne change pas lors de leur réflexion sur l’interface interne, et qui change à nouveau lors de leur sortie de l’objet en traversant l’interface externe, et/ou
- des ondes ayant un mode qui change lors de leur entrée dans l’objet en traversant l’interface externe, qui change à nouveau lors de leur réflexion sur l’interface interne, et qui ne change pas lors de leur sortie de l’objet en traversant l’interface externe, et/ou
- des ondes ayant un mode qui ne change pas lors de leur entrée dans l’objet en traversant l’interface externe, qui change lors de leur réflexion sur l’interface interne, et qui change à nouveau lors de leur sortie de l’objet en traversant l’interface externe. De préférence, les ondes ultrasonores sont des ondes de compression à leur émission.
Dans un mode de réalisation, les deux caractéristiques de l’objet comprennent un paramètre d’anisotropie élastique de l’objet et une vitesse de propagation d’ondes de cisaillement à polarisation verticale dans l’objet dans une direction de propagation parallèle ou perpendiculaire à un axe longitudinal de l’objet.
Dans un autre mode de réaslisation, les deux caractéristiques de l’objet comprennent une vitesse de propagation d’ondes de compression dans l’objet et une vitesse de propagation d’ondes de cisaillement dans l’objet.
Les deux paramètres peuvent être adaptés pour définir, en combinaison avec deux autres paramètres :
- une fonction de calcul) d’une vitesse de propagation d’une onde de compression dans l’objet dans une direction de propagation quelconque, et
- une fonction de calcul) d’une vitesse de propagation dans l’objet d’une onde de cisaillement à polarisation verticale dans une direction de propagation quelconque.
Les deux autres paramètres peuvent comprendre une vitesse de propagation d’ondes de compression dans une direction axiale de l’objet, et un autre paramètre d’anisotropie élastique de l’objet.
La pluralité d’images peut être construite sous l’hypothèse que l’objet est élastiquement isotrope dans un plan perpendiculaire à un axe longitudinal de l’objet, ou bien sous l’hypothèse que l’objet est élastiquement isotrope.
De préférence, la construction d’une image de référence comprise dans la pluralité d’image, et associée à des ondes de référence, comprend :
- une estimation de trajectoires suivies par les ondes de référence, à partir de signaux de référence représentant des écho des ondes de référence, des données de localisation de l’interface externe, et sous l’hypothèse que les deux caractéristiques de l’objet sont respectivement égales aux deux valeurs candidates,
- un calcul de durées de propagation des ondes ultrasonores via les trajectoires estimées,
- calcul d’une intensité d’un pixel de l’image de référence, à partir des durées de propagation, des signaux de référence et de positions des émetteurs et des récepteurs.
De préférence, la construction de l’image composite comprend une somme pondérée de la pluralité d’images.
De préférence, le procédé selon le premier aspect comprend une répétition des sous-étapes a) à c) pour différentes paires de valeurs candidates, de sorte à obtenir une pluralité de métriques, l’une des paires de valeurs candidates étant sélectionnée à l’étape d) en fonction de la pluralité de métriques.
De préférence, le procédé comprend une localisation de l’interface interne dans une image construite lors d’une mise en oeuvre de l’étape a) ou de l’étape b), de sorte à générer des données de localisation de l’interface interne.
De préférence, l’interface interne est localisée dans une image construite à partir de deux valeurs candidates sélectionnées à l’étape d) en tant que valeurs respectives des deux caractéristiques de l’objet.
De préférence, l’interface interne est localisée est une image construite à partir de signaux d’écho d’ondes ayant un mode qui ne change pas en traversant l’interface externe et qui ne change pas en se réfléchissant sur l’interface interne.
De préférence, le procédé comprend une estimation d’une épaisseur de l’objet entre l’interface externe et l’interface interne, à partir des données de localisation de l’interface externe et des données de localisation de l’interface interne.
Dans une application particulière du procédé, l’objet est un os. De préférence, l’interface externe est un périoste de l’os. De préférence, l’interface interne est un endoste de l’os. De préférence, le milieu interne est un tissu cortical de l’os.
Le milieu interne peut comprendre des pores contenant un fluide ou des fibres solides orientées dans une même direction longitudinale.il est par ailleurs proposé un système de caractérisation d’un objet, le système comprenant :
- des émetteurs configurés pour émettre des ondes ultrasonores vers l’objet, de sorte que les ondes ultrasonores se propagent dans un milieu externe situé entre les émetteurs et l’objet, puis entrent dans l’objet en traversant l’interface externe, puis se réfléchissent sur l’interface interne, puis sortent de l’objet en traversent à nouveau l’interface externe, les ondes ultrasonores comprenant des premières ondes ayant un mode qui évolue selon une première évolution au cours de leur propagation dans l’objet, et des deuxièmes ondes ayant un mode qui évolue selon une deuxième évolution au cours de leur propagation dans l’objet, la deuxième évolution étant différente de la première évolution,
- des récepteurs configurés pour recevoir des signaux d’écho des ondes ultrasonores après leur sortie de l’objet, les signaux d’écho comprenant des premiers signaux représentant des échos des premières ondes, et des deuxièmes signaux représentant des échos des deuxièmes ondes,
- un dispositif de traitement configuré pour déterminer deux caractéristiques de l’objet renseignant sur la propagation d’ondes ultrasonores dans l’objet, la détermination des deux caractéristiques de l’objet comprenant les sous-étapes suivantes : a) construction d’une pluralité d’images montrant l’interface interne et le milieu interne, la pluralité d’images étant construite à partir des signaux d’écho, de données de localisation de l’interface externe, d’une vitesse du son dans le milieu externe et sous l’hypothèse que les deux caractéristiques de l’objet sont respectivement égales à deux valeurs candidates, la pluralité d’image comprenant une première image associée aux premières ondes et construite à partir des premiers signaux, et une deuxième image associées aux deuxièmes ondes et construite à partir des deuxièmes signaux, b) construction d’une image composite à partir de la pluralité d’images, c) calcul d’une métrique indicative d’une qualité de mise au point de l’interface interne et/ou du milieu interne dans l’image composite, d) en fonction de la métrique, sélection ou non des deux valeurs candidates en tant que valeurs respectives des deux caractéristiques de l’objet.
DESCRIPTION DES FIGURES
D’autres caractéristiques, buts et avantages de l’invention ressortiront de la description qui suit, qui est purement illustrative et non limitative, et qui doit être lue en regard des dessins annexés sur lesquels :
La figure 1 est une vue schématique d’un corps comprenant un os.
La figure 2 illustre de façon schématique un système de caractérisation selon un mode de réalisation.
La figure 3 représente un os et une sonde dans une première position.
La figure 4 est un organigramme d’étapes d’un procédé de caractérisation selon un premier mode de réalisation.
La figure 5 représente un os et une sonde dans une deuxième position.
La figure 6 est un organigramme d’autres étapes du procédé de caractérisation selon le premier mode de réalisation.
La figure 7 illustre des trajectoires suivies par différentes types d’ondes dans un os.
La figure 8 est un organigramme détaillant des sous-étapes d’une étape illustré en figure 6.
Les figures 9a à 9e montrent respectivement cinq images construites au cours de la mise en oeuvre d’un procédé de caractérisation. La figure 10 est un organigramme d’étapes d’un procédé de caractérisation selon un deuxième mode de réalisation.
La figure 11 est un organigramme détaillant des sous-étapes d’une étape illustrée en figure
10. Sur l’ensemble des figures, les éléments similaires portent des références identiques.
DESCRIPTION DETAILLEE DE MODES DE REALISATION 1 ) Système de caractérisation
On a illustré de manière schématique en figure 1 un exemple de partie d’un corps C comprenant un os B et du tissu biologique non osseux T. L’os B s’étend le long d’un axe longitudinal X. L’os B comprend notamment de la moelle, un endoste E s’étendant autour de la moelle, un tissu osseux cortical T s’étendant autour de l’endoste E, un périoste s’étendant autour du tissu osseux cortical T.
Le tissu osseux cortical comprend des ostéons ou systèmes de Havers, chaque ostéon définit un pore présentant une forme de cylindre orienté parallèlement à l’axe longitudinal X. Le tissu biologique non osseux T s’étend autour de l’os, et plus spécifiquement autour du périoste PE avec lequel il est en contact. Le tissu biologique non osseux T comprend de la chair voire de la peau entourant la chair.
Le périoste PE constitue une interface externe de l’os B, entre un milieu externe (le tissu biologique non osseux T) et un milieu interne (le tissu osseux cortical). L’endoste E constitue par ailleurs une interface interne de l’os B entre le tissu osseux cortical T et la moelle.
En référence à la figure 2, un système 1 de caractérisation comprend une sonde 2 ultrasonore, un dispositif de traitement 4 de signaux d’écho acquis par la sonde 2, voire un écran d’affichage 12. La sonde 2 ultrasonore, connue en elle-même, comprend au moins un réseau d’émetteurs- récepteurs 6 alignés le long d’un axe Y.
De façon conventionnelle, la sonde 2 comprend une lentille en silicone (non illustrée) agencée devant la rangée d’émetteurs-récepteurs 6.
Chaque émetteur-récepteur 6 est adapté pour émettre des ondes ultrasonores. Chaque émetteur-récepteur 6 est également adapté pour acquérir des signaux d’écho d’ondes ultrasonores émises par un quelconque autre émetteur-récepteur 6.
Un émetteur-récepteur est par exemple un élément piézoélectrique.
Les positions relatives des émetteurs-récepteurs 6 sont prédéterminées. Typiquement, les émetteurs-récepteurs 6 sont distants d’un pas constant le long de l’axe de la sonde 2.
Par ailleurs, le dispositif de traitement 4 de signaux d’écho comprend conventionnellement au moins un processeur 8 et une mémoire 10.
Le processeur 8 est configuré pour exécuter des calculs, et en particulier un algorithme de traitement d’images dont le fonctionnement sera détaillé dans la suite.
Une fonction du dispositif de traitement 4 est de déterminer, à partir de signaux d’écho et d’autres données, au moins deux paramètres de l’os renseignant sur la propagation d’ondes ultrasonore dans l’os.
La mémoire 10 stocke des données prédéterminées. Ces données ne sont pas propres au corps d’un individu mais sont des données génériques applicables à tout individu d’une population.
Les données prédéterminées comprennent un ensemble de valeurs candidates pour les deux paramètres de l’os renseignant sur la propagation d’ondes ultrasonore dans l’os.
2) Premier mode de réalisation de procédé de caractérisation, fondé sur un modèle d’isotropie élastique transverse
Un procédé de caractérisation de l’os B au moyen du système de caractérisation 1 et selon un premier mode de réalisation comprend les étapes suivantes.
La sonde 2 est positionnée à proximité du corps C dans une première position illustrée en figure 3. Dans la première position, les émetteurs-récepteurs 6 de la sonde 2 sont alignés sensiblement perpendiculairement à l’axe longitudinal de l’os B. Autrement dit l’axe Y de la sonde 2 est perpendiculaire à l’axe X de l’os B dans la première position.
En référence à la figure 4, la sonde 2 émet des ondes ultrasonores en direction du corps C (étape 100). Ces ondes sont par exemple des ondes de compression radiales. Ces ondes se propagent dans un plan perpendiculaire à l’axe longitudinal X de l’os B, dit également plan transverse. Les ondes ultrasonores se propagent dans le tissu biologique non osseux (milieu externe situé entre les émetteurs et l’os), puis entrent dans l’os en traversant le périoste (interface externe de l’os), puis se réfléchissent sur l’endoste (interface interne de l’os), puis sortent de l’os en traversent à nouveau le périoste. Les ondes ultrasonores émises lors de cette étape 100 peuvent avoir un mode de compression (l’onde est alors une onde de compression) ou un mode de cisaillement (l’onde est alors une onde de cisaillement).
Des signaux d’écho de ces ondes ultrasonores sont acquis par les émetteurs-récepteurs de la sonde 2 (étape 102). Bien entendu, une onde émise par un émetteur-récepteur 6 d’indice i peut parfaitement donner naissance à un signal d’écho reçu par un autre émetteur-récepteur 6 d’indice j.
Les signaux d’écho sont numérisés, transmis au dispositif de traitement 4 et mémorisés dans la mémoire 10 sous une forme connue de l’état de la technique.
Ensuite, le processeur 8 met en oeuvre les étapes suivantes, qui sont décrites dans le document WO 2019/016339 :
• Détermination d’une vitesse du son dans le tissu biologique (étape 104). Cette étape utilise les signaux d’écho reçus à l’étape 102. La vitesse du son dans le tissu biologique déterminée au cours de l’étape 102 est une vitesse radiale Vradiai tissu, c’est-à-dire dans un plan transverse (perpendiculaire à l’axe longitudinal X de l’os).
• Localisation du périoste PE (étape 106). Comme indiqué précédemment, le périoste PE constitue une interface externe de l’os B entre un milieu interne de l’os B (à savoir le tissu osseux cortical) et un milieu externe (à savoir le tissu biologique non osseux T entourant l’os B). Autrement dit, le périoste définit une courbe de démarcation. Au cours de l’étape de localisation 106, le processeur 8 génère des données de localisation du périoste PE.
• Détermination d’une vitesse radiale du son dans l’os Vradiai (étape 108). Cette vitesse est donc une vitesse dans un plan perpendiculaire à l’axe longitudinal de l’os. La vitesse Vradiai est déterminée à partir des données de localisation du périoste PE obtenues à l’étape 106 et de la vitesse Vradiai tissu déterminée à l’étape 104.
A titre de rappel, l’étape 108 comprend les sous-étapes suivantes :
• Construction d’une image, dite image préliminaire, image montrant le tissu osseux cortical de l’os B et l’endoste E, à partir des signaux d’écho, de la vitesse Vtissu, des données de localisation du périoste PE, et sous l’hypothèse que la vitesse Vradiai est égale à une valeur candidate mémorisée dans la mémoire. L’image préliminaire est par exemple construite à l’aide de la méthode de migration de Kirchhoff, de la méthode dite « de mise au point totale » (« Total Focusing Method » en anglais), ou encore de la méthode dite de migration par renversement temporel (« Reverse Time Migration » en anglais, abrégé en RTM). • Calcul d’une métrique, dit métrique préliminaire, représentative d’une qualité de mise au point dans une région d’intérêt de l’image préliminaire. La région d’intérêt choisie est typiquement une région montrant l’endoste E et/ou le tissu cortical de l’os B.
• Répétition des deux sous-étapes qui précèdent pour différentes valeurs candidates disponibles dans la méoire, de sorte à obtenir une pluralité de métriques préliminaires,
• Sélection en tant que valeur définitive pour la vitesse Vradiai d’une valeur optimale parmi les valeurs candidates utilisées. Le processeur 8 se base pour cela sur les métriques préliminaires.
Le processeur 8 localise l’endoste E (étape 110) dans l’une des images préliminaires construites au cours de l’étape 108. Au cours de l’étape de localisation 110, le processeur 8 génère des données de localisation de l’endoste E.
La localisation 110 de l’endoste E comprend conventionnement les sous-étapes suivantes :
• L’image préliminaire choisie pour la localisation fait l’objet d’une segmentation, de sorte à identifier un groupe de pixels (cette segmentation comprenant par exemple la mise en oeuvre d’un algorithme de Djikstra connu de l’état de la technique).
• ce groupe de pixels est approximé en une courbe de démarcation définie par un polynôme, par exemple une parabole.
Préférentiellement, la localisation 110 est mise en oeuvre dans Limages préliminaire construite sur la base de la valeurs candidate ayant été sélectionnée en tant que Vradiai cours de l’étape 109. Ceci a pour avantage de localiser l’endoste E de manière plus précise du fait de la haute qualité de mise au point de cette image parmi toutes celles qui ont été construites par le processeur 8 au cours de l’étape 108.
Ensuite, le processeur 8 estime une épaisseur de l’os B, mesurée entre le périoste PE et l’endoste E (étape 112). Cette épaisseur est estimée sur la base des données de localisation obtenues aux étapes 106 et 110.
Ensuite, la sonde 2 est positionnée à proximité du corps C dans une deuxième position illustré en figure 5. La deuxième position est différente de la première position. En effet, dans la deuxième position, les axes X et Y sont coplanaires, voies parallèles.
En référence à la figure 6, la sonde 2 dans la deuxième position émet de nouvelles ondes ultrasonores en direction de l’os B (étape 200). Les nouvelles ondes ultrasonores se propagent dans un plan longitudinal parallèle à l’axe longitudinal de l’os B. Les nouvelles ondes ultrasonores entrent dans le corps C, puis se propagent dans le tissu biologique non osseux T (milieu externe), puis entrent dans l’os B en traversant le périoste PE (interface externe de l’os), puis se propagent dans le tissu cortical de l’os (milieu interne). Les nouvelles ondes se réfléchissent ensuite sur l’endoste E (interface interne), puis se propagent à nouveau dans le tissu cortical de l’os, puis sortent de l’os en traversant à nouveau le périoste PE, se propagent à nouveau dans le tissu biologique non osseux T avant de ressortir du corps C puis d’attendre les récepteurs de la sonde 2.
Une nouvelle onde ultrasonore peut avoir un mode de compression (l’onde est alors une onde de compression) ou un mode de cisaillement (l’onde est alors une onde de cisaillement).
De plus, le mode d’une nouvelle onde ultrasonore est susceptible d’évoluer entre son émission par un émetteur de la sonde 2 et sa réception ultérieure par un récepteur de la sonde 2. Deux changements de mode sont susceptibles de survenir : mode de compression vers mode de cisaillement ou mode cisaillement vers mode de compression.
Les nouvelles ondes ultrasonores ont un mode de compression lors de leur émission par la sonde 2 à l’étape 200.
Toutefois, les nouvelles ondes ultrasonores émises à l’étape 200 comprennent des ondes dont les modes respectifs évoluent de manières différentes au cours de leur propagation dans l’os B. Par ailleurs, les trajectoires suivies par ces ondes sont également différentes.
Les nouvelles ondes ultrasonores peuvent comprendre des premières ondes dont le mode évolue selon une première évolution au cours de leur propagation dans l’os : leur mode ne change pas en traversant le périoste PE (interface externe) et ne change pas en se réfléchissant sur l’endoste (interface interne). Ces premières ondes sont par exemples des ondes PPPP : avant d’atteindre l’os, ces ondes PPPP sont des ondes de compression, et le restent au cours de leur propagation dans l’os. Les premières ondes suivent des premières trajectoires dans l’os.
Les nouvelles ondes ultrasonores peuvent comprendre des deuxièmes ondes dont le mode évolue selon une deuxième évolution au cours de leur propagation dans l’os, la deuxième évolution étant différente de la première évolution : leur mode change lors de leur entrée dans l’os B en traversant le périoste PE (interface externe), ne change pas lors de leur réflexion sur l’endoste (interface interne), et change à nouveau lors de leur sortie de l’objet en traversant le périoste (interface externe) Ces deuxièmes mondes sont par exemple des ondes PSSP : avant d’atteindre l’os, ces ondes sont des ondes de compression, se transforment en ondes de cisaillement en entrant dans l’os B par le périoste PE, et se transforment en ondes de compression en sortant de l’os en retraversant à nouveau le périoste PE. Les deuxièmes ondes suivent des premières trajectoires dans l’os qui sont différentes des premières trajectoires.
Les nouvelles ondes ultrasonores peuvent comprendre des troisièmes ondes dont le mode évolue selon une troisième évolution au cours de leur propagation dans l’os, la troisième évolution étant différente de la première évolution et de la deuxième évolution. Ces troisièmes ondes ont un mode qui change lors de leur entrée dans l’os B en traversant le périoste PE (interface externe), qui change à nouveau lors de leur réflexion sur l’endoste E (interface interne), et qui ne change pas lors de leur sortie de l’os en traversant le périoste PE (interface externe). Ces troisièmes ondes sont par exemples des ondes PSPP : avant d’atteindre l’os, ces ondes sont des ondes de compression, se transforment en ondes de cisaillement en entrant dans l’os B par le périoste PE et se retransforment en ondes de compression en se réfléchissant sur l’endoste E. Les troisièmes ondes suivent des troisièmes trajectoires dans l’os qui sont différentes des premières trajectoires et des deuxièmes trajectoires.
Les nouvelles ondes ultrasonores peuvent comprendre des quatrièmes ondes dont le mode évolue selon une quatrième évolution au cours de leur propagation dans l’os, la quatrième évolution étant différente de la première évolution, de la deuxième évolution et de la troisième évolution. Ces quatrièmes ondes ont un mode qui ne change pas lors de leur entrée dans l’os en traversant le périoste PE (interface externe), qui change lors de leur réflexion sur l’endoste E (interface interne), et qui change à nouveau lors de leur sortie de l’os en traversant le périoste PE (interface externe). Ces quatrièmes ondes sont par exemples des ondes PPSP : avant d’atteindre l’os, ces ondes sont des ondes de compression, se transforment en ondes de cisaillement en se réfléchissant sur l’endoste, et se retransforment en ondes de compression en sortant de l’os par traversée du périoste. Les quatrièmes ondes suivent des quatrièmes trajectoires dans l’os qui sont différentes des premières trajectoires, des deuxièmes trajectoires et des troisièmes trajectoires.
On a représenté en figure 7 les trajectoires respectives d’une onde PPPP, d’une onde PSSP, d’une onde PPSP, et d’une onde PPSP ainsi que d’une onde PP. La figure 7 montre une zone grise qui représente le tissu osseux cortical de l’os B. Le périoste PE est représenté par la bordure supérieure de cette zone grise, et l’endoste E est représenté par la bordure inférieure de cette zone grise.
Les nouvelles ondes ultrasonores émises à l’étape 200 comprennent les premières, deuxièmes, troisièmes et quatrièmes ondes mentionnées ci-dessus. On verra dans la suite que ces types d’ondes différents sont exploités pour caractériser l’os B de manière plus précise. Des nouveaux signaux d’écho de ces nouvelles ondes ultrasonores sont ainsi acquis par les émetteurs-récepteurs 6 de la sonde 2 (étape 202).
Les nouveaux signaux d’écho comprennent des signaux différents associés respectivement aux différentes ondes décrites précédemment, dont les modes évoluent différemment et suivant des trajectoires différentes au cours de leur propagation dans l’os.
Ainsi, les nouveaux signaux d’écho obtenu à l’étape 202 peuvent comprendre :
• Des premiers signaux constituant des échos des premières ondes, et/ou
• Des deuxièmes signaux constituant des échos des deuxièmes ondes, et/ou
• Des troisièmes signaux constituant des échos des troisièmes ondes, et/ou
• Des quatrièmes signaux constituant des échos des quatrièmes ondes.
Il est bien connu de l’homme du métier qu’une onde de compression est plus rapide qu’une onde de cisaillement. A titre d’exemple, la vitesse de propagation d’une onde de compression dans un os est comprise entre 2800 et 4200 mètres par seconde, tandis que la vitesse de propagation d’une onde de cisaillement dans un os est comprise entre 1300 et 2000 mètres par seconde. En d’autres termes, une onde de compression est à peu près deux fois plus rapide dans un os qu’une onde de cisaillement. Il est également bien connu de l’homme du métier que les ondes de cisaillement se propagent dans un tissu mou tel que le tissu biologique T à une vitesse négligeable, de l’ordre de 1 mètre par seconde.
A cause de ce phénomène physique qui se vérifie non seulement pour l’os mais également tout autre milieu de propagation, les échos des premières, deuxièmes, troisièmes et quatrièmes ondes sont reçus par un même récepteur 6 à des instants différents. Les échos des ondes PPPP sont reçus en premier par un récepteur 6, puisque ces ondes ont gardé un mode de compression (rapide) au cours de leur propagation dans l’os B. Les ondes PSSP sont reçus par le même récepteur 6 à un instant ultérieur, et même en dernier car ces ondes se sont propagées dans l’os selon un mode de cisaillement à l’aller comme au retour. Les ondes PSPP et PPSP sont reçus par le même récepteur après les ondes PPPP, et avant les ondes PSSP ; en effet, ces ondes ont été ralenties par leur mode de cisaillement, mais seulement à l’aller ou au retour dans l’os (soit avant d’atteindre l’endoste, soit après avoir été réfléchi sur l’endoste).
Les nouveaux signaux d’écho sont numérisés, transmis au dispositif de traitement 4 et mémorisés dans la mémoire 10.
Il va à présent être décrit des traitements mis en oeuvre par le dispositif de traitement 4 sur la base de ces nouveaux signaux d’écho. Ces traitements sont fondés sur l’hypothèse que l’os B est élastiquement isotrope dans le plan transverse (qui est perpendiculaire à l’axe longitudinal X).
Sous cette hypothèse, il est en possible de calculer la vitesse de propagation nR(q ) d’une onde de compression dans une direction de propagation formant un angle Q quelconque avec le plan transverse de l’os, et la vitesse de propagation vsv(0) d’une onde de cisaillement à polarisation verticale dans la même direction de propagation, à l’aide de deux fonctions vP et vsv.
Ces deux fonctions vP et vsv peuvent être définies par quatre paramètres, dits paramètres de Thomsen, car ils ont été proposés par L. Thomsen dans le document intitulé Weak elastic anisotropy , publié en 1986.
On a en effet :
1 vP(0) = a0[1 + c cos2(0) + D*(9, a0, b0, e, d*]2
Où :
Les paramètres de Thomsen comprennent ainsi :
• a0 : vitesse de propagation axiale d’une onde de compression dans l’os B, c’est-à- dire dans une direction parallèle à l’axe longitudinal X de l’os B. On note également cette vitesse Vaxial.
• b0 : vitesse de propagation d’une onde de cisaillement dans l’os B pour 0 = 0 (direction radiale, que l’on peut également appeler direction transverse) ou Q = (direction axiale). Ces deux valeurs sont considérées égales dans ce modèle.
• d *: paramètre d’anisotropie élastique de l’os B.
• e : autre paramètre d’anisotropie élastique de l’os B. comme on le verra dans la suite, cet autre paramètre d’anisotropie élastique est représentatif d’un écart entre la vitesse de propagation axiale dans l’os d’une onde de compression et une vitesse radiale dans l’os d’une onde de compression. Le processeur 8 détermine le paramètre a0 sur la base des nouveaux signaux d’écho (étape 204). Cette étape peut par exemple se fonder sur un repérage d’une onde de tête qui se propage le long de la surface extérieure de l’os B. Selon cette technique connue, on utilise deux signaux d’écho spécifiques acquis en réponse à l’émission d’ondes par deux émetteurs 6 extrémaux de la sonde 2 (typiquement, celui d’indice 0 et celui d’indice maximal). L’ensemble des émetteurs-récepteurs 6 reçoit les ondes émises sélectivement par l’une des émetteurs 6 extrémaux de la sonde 2. La distance qui sépare les deux émetteurs 6 extrémaux est connue, typiquement entre 10 et 40 millimètres. A cette échelle, il peut être fait l’hypothèse que la surface extérieure de l’os B est plane. Dès lors, la vitesse de propagation d’une onde de tête le long de cette surface peut être déterminée facilement étant donné que la relation entre instant d’arrivée de l’onde de tête d’une onde par l’une des deux émetteurs-récepteurs 6 utilisés et la distance séparant l’un des deux émetteurs 6 extrémaux et les récepteurs 6 est une fonction linéaire. Sous cette hypothèse de linéarité, il est très facile de déterminer :
• La vitesse V1 d’une onde de tête qui s’est propagée le long de l’os B lorsque l’émetteur-récepteur 6 d’indice 0 était utilisé en tant qu’émetteur, et que tous les émetteurs-récepteurs 6 étaient utilisés en tant que récepteurs.
• La vitesse V2 d’une onde de tête qui s’est propagée le long de l’os B lorsque l’émetteur-récepteur 6 d’indice maximal était utilisé en tant qu’émetteur, et que tous les émetteurs-récepteurs 6 étaient utilisés en tant que récepteurs.
Le paramètre a0 est ensuite calculé par le processeur 8 au moyen de la formule suivante :
2 Videos (a) a° ~ Vaxial ~ VÎ + VZ
Le processeur 8 détermine par ailleurs le paramètre e (étape 206) sur la base de la vitesse Vradiai obtenue à l’étape 108 et la vitesse Vaxiai (autrement dit, le paramètre a0) obtenue à l’étape 204.
Le processeur 8 effectue typiquement le calcul suivant au cours de l’étape 206 pour déterminer le paramètre e :
Le processeur 8 détermine par ailleurs les paramètres d* et b0 à l’aide des nouveaux signaux d’écho (étape 208). En référence à la figure 8, cette étape 208 comprend les sous-étapes suivantes. Le processeur 8 construit une pluralité d’images montrant chacune l’endoste E (interface interne) et le tissu osseux cortical de l’os (milieu interne) (étape 300). Pour cette construction, les données d’entrée suivantes sont utilisées par le processeur 8 :
• Les nouveaux signaux d’écho obtenus à l’étape 202.
• Les données de localisation du périoste PE (interface externe) obtenues à l’étape 106.
• La vitesse du son dans le tissu biologique T (milieu externe) déterminée à l’étape 108.
• Deux valeurs candidates qui sont disponibles dans la mémoire 10.
Pour construire la pluralité d’images à l’étape 300, le processeur 8 met en oeuvre un traitement faisant l’hypothèse que les paramètres d* et b0 sont respectivement égaux à ces deux valeurs candidates.
Chaque image de la pluralité d’image est constituée d’une grille de pixels, chaque pixel étant défini par une position dans la grille et par une intensité I, cette intensité étant typiquement représentative d’un niveau de gris. Chaque image préliminaire représente par ailleurs une vue en coupe du corps C dans un plan dans lequel les ondes ultrasonores se sont propagées (ce plan de coupe étant parallèle à l’axe de la sonde 2). Chaque point de ce plan de coupe sera ainsi montré dans un pixel de chaque image.
En revanche, les signaux d’écho acquis à l’étape 202 ne sont pas tous utilisés pour construire une image de la pluralité d’images. Seul l’un des quatre types de signaux d’écho mentionnés plus est utilisé pour construire une image de la pluralité d’image. Par conséquent, une image de la pluralité d’image est associée à des ondes ayant eu une évolution de mode spécifique et ayant suivi une trajectoire spécifique au cours de leur propagation dans l’os.
En référence aux figures 9a à 9d, la pluralité d’images peut ainsi comprendre :
• une première image 11 construite sélectivement sur la base des premiers signaux d’écho, lorsque les premières ondes font partie des ondes ultrasonores émises à l’étape 202, et/ou
• une deuxième image I2 construite sélectivement sur la base des deuxièmes signaux d’écho, lorsque les deuxième ondes font partie des ondes ultrasonores émises à l’étape 202, et/ou
• une troisième image I3 construite sélectivement sur la base des troisièmes signaux d’écho, lorsque les troisièmes ondes font partie des ondes ultrasonores émises à l’étape 202, et/ou • une quatrième image 14 construite sélectivement sur la base des quatrièmes signaux d’écho, lorsque les quatrièmes ondes font partie des ondes ultrasonores émises à l’étape 202.
Dans une variante de réalisation, la construction d’une image de la pluralité d’images est réalisée au moyen de la méthode de migration de Kirchhoff ou de la méthode dite « de mise au point totale » (« Total FocusingMethod » en anglais). Ces méthodes sont connues en elles- mêmes.
La construction de la première image 11 au moyen d’une de ces deux méthodes comprend les sous-étapes suivantes.
Pour un point P donné du corps C étudié, le processeur 8 estime sélectivement les premières trajectoires suivies par les premières ondes, à partir des premiers signaux d’écho et sous l’hypothèse que les paramètres d* et b0 sont respectivement égaux à deux valeurs candidates présentes dans la mémoire 10.
Les premières ondes passées par le point P ont été chacune émise par un émetteur d’indice i, dont la position est connue le long de l’axe Y de la sonde 2, et reçue par un récepteur d’indice j, dont la position est également connue le long de l’axe Y de la sonde 2. On a donc au plus autant de premiers signaux d’écho d’ondes passées par le point P que de paires (i, j) d’indices d’émetteurs/récepteurs dans la sonde 2 (donc au plus M x N signaux si M est le nombre d’émetteurs utilisés et N le nombre de récepteurs utilisés).
L’estimation des premières trajectoires est mise en oeuvre en exploitant le principe de Fermât, selon lequel il est supposé qu’une première onde se propage rectilignement dans un milieu homogène. Le corps C est considéré au cours de la mise en oeuvre de cette estimation des premières trajectoires comme un milieu hétérogène : le tissu biologique non osseux est considéré comme un milieu homogène, dans lequel les premières ondes ultrasonores se sont propagées à la vitesse Vradiai tissu préalablement déterminée.
Par ailleurs, l’os B est considéré comme un autre milieu homogène dans lequel ces premières ondes se sont propagées à des vitesses calculées au moyens des deux fonctions de Thomsen décrites plus haut, en faisant l’hypothèse que les paramètres d* et b0 utilisés par ces fonctions sont respectivement égaux aux deux valeurs candidates, et que les paramètres a0 et e sont égaux aux valeurs déterminées précédemment aux étapes 204 et 206.
Il est en outre considéré que le périoste, dont on connaît la localisation grâce aux données obtenues lors de l’étape 104, induit une réfraction des premières ondes. Le processeur 8 calcule ensuite des durées de propagation des premières ondes passées par le point P via les premières trajectoires estimées.
Une durée de propagation se décompose en une durée de propagation tT(i,P) depuis l’émetteur d’indice i jusqu’au point P, et une durée de propagation tR(J,P ) depuis le point P jusqu’au récepteur d’indice j.
Le processeur 8 calcule ensuite une intensité d’un pixel de la première image 11 au point P considéré, à partir des durées de propagation estimées, des premiers signaux d’écho et des positions des émetteurs et des récepteurs.
L’intensité I du point P est typiquement calculée via la formule ci-dessous : dans laquelle :
• D(t = tT(i,P ) + tR(J,P), i,j )) désigne une donnée représentative d’un premier signal d’écho reçu à l’instant t par le récepteur d’indice j, l’écho provenant d’une première onde initialement émise par l’émetteur d’indice i,
• W(P, i,j ) désigne un poids obtenu par application d’une fonction de pondération W prédéterminée.
Typiquement, la fonction de pondération W est une fonction fenêtre d'observation (également appelée fenêtre de pondération ou d'apodisation dans la littérature). On a W(P, i,j ) = 1 si l’angle du segment de trajet retour de la première onde allant du point P au récepteur d’indice j, par rapport à une direction normale à un plan d’émission/réception de la sonde 2, est inférieur à un seuil angulaire prédéterminé, et l’on a W(P, i,j ) = 0 sinon. Ce seuil angulaire est par exemple fixé à 50 degrés (cet angle correspondant à une perte de sensibilité d’un récepteur de l’ordre de 50%).
En répétant les sous-étapes qui précèdent en plusieurs points P, on peut construire entièrement la première image 11.
Dans une autre variante de réalisation, la première image 11 est construite au moyen de la méthode dite de migration par renversement temporel (« Reverse Time Migration » en anglais, abrégé en RTM). Cette méthode est une méthode d’imagerie alternative aboutissant à une image représentant la réflectivité d’une région en tout point de celle-ci. Elle suppose la connaissance de la géométrie du milieu étudié et de la vitesse de propagation des premières ondes en chaque point. L’image de réflectivité est obtenue en calculant, en tout point de l’image, une corrélation temporelle entre un champ incident généré par la source et le champ rétro-propagé enregistré par les récepteurs. Ces champs sont obtenus en résolvant numériquement l’équation des ondes acoustiques (ou élastiques), en utilisant respectivement la forme d’onde générée par un émetteur et les signaux d’écho enregistrés par les récepteurs (renversés dans le temps) comme conditions aux limites. Ces opérations doivent être répétées pour chaque émission. L’image finale est obtenue en sommant les images obtenues pour chaque émission. Cette méthode est néanmoins beaucoup plus coûteuse en temps de calcul que celle utilisée dans la variante de réalisation préférée décrite précédemment.
Quelle que soit la variante de réalisation utilisée, la première image 11 est construite en utilisant sélectivement les signaux d’écho des premières ondes, qui se sont propagées en suivant des trajectoires particulières (les premières trajectoires), avec une évolution de mode particulière (pas de changement de mode à la traversée du périoste PE et à la réflexion sur l’endoste E). Ainsi, les deuxièmes, troisièmes ou quatrièmes signaux d’écho, si présents, ne sont pas utilisés pour construire la première image 11.
La deuxième image I2, la troisième image I3 et la quatrième image I4 sont construites à l’aide de l’une des variantes de réalisation décrites ci-dessus, la seule différence résidant bien entendu dans les signaux d’écho sélectivement utilisés à chaque fois. Ainsi, seuls les deuxièmes signaux d’écho sont utilisés pour construire la deuxième image I2, seuls les troisièmes signaux d’écho sont utilisés pour construire la troisième image I3, et seuls les quatrièmes signaux d’écho sont utilisés pour construire la quatrième image I4.
Comme le montrent les figures 9a à 9d, les images 11 -14 construites au cours de l’étape 300 donnent des informations visuelles différentes sur le tissu osseux cortical et l’endoste. Ceci provient du fait que ces images ont été construites sur la base d’ondes ayant suivi des trajectoires différentes, et dont les modes ont évolué de manière différente au cours de leur propagation dans l’os B.
Le processeur 8 génère par la suite une image composite IC à partir de la pluralité d’image précédemment construite (étape 302). Cette image composite IC, dont un exemple est représenté en figure 9e, réunir ainsi les différentes informations visuelles mentionnées ci- dessus, de manière synergique. Ainsi, l’image composite IC donne davantage d’information visuelle sur l’os que chaque image de la pluralité d’image prise individuellement.
L’image composite IC peut être une somme pondérée de la pluralité d’image. Il est en particulier possible de mettre en oeuvre une composition incohérente (« incohérent compounding » en anglais) des enveloppes respectives des images de la pluralité d’images. Le processeur 8 calcule ensuite une métrique représentative d’une qualité de mise au point dans une région d’intérêt de l’image composite IC (étape 304). La région d’intérêt choisie est typiquement une région montrant l’endoste E et/ou le tissu osseux cortical de l’os (milieu interne).
La métrique est de préférence fonction d’une intensité moyenne et/ou d’un contraste moyen dans la région d’intérêt considérée dans l’image composite IC.
La métrique est typiquement l’une ou une combinaison des métriques suivantes, connues de l’état de la technique :
• La métrique d’intensité de l’image,
• La métrique d’énergie spectrale latérale décrite dans le document « Sound Speed Correction in ultrasound image » par D. Napolitano, C. Chou, G. McLaughlin et al., publié en 2006,
• la métrique dite de « critère de netteté par la méthode de Brenner » ou la métrique dite de « critère de netteté par la méthode de Tenenbaum » ou la métrique appelée « critère de netteté par la méthode de la variance normalisée », toutes décrites dans le document « Automatic sound speed sélection in photoacoustic image reconstruction using an autofocus approach », par B. Treeby, T. Varslot, E. Zhang et al., publié en 2011.
Les étapes 300, 302 et 304 sont répétées pour différentes paires de valeurs candidates pour les paramètres d* et b0. A l’issue de cette répétition, sont ainsi obtenues autant de métriques que de paires de valeurs candidates utilisées.
Le processeur 8 sélectionne ensuite en tant que valeurs définitives pour les paramètres d* et b0 une paire de valeurs optimale parmi les paires de valeurs candidates utilisées (étape 306). Le processeur 8 se base pour cela sur les métriques calculées.
La paire de valeurs candidate sélectionnée au cours de l’étape 306 est celle qui a servi de donnée d’entrée pour produire une image composite IC dont la métrique associée est indicative d’une qualité de mise au point maximale dans la région d’intérêt considérée, parmi toutes les métriques calculées. Typiquement, lorsque l’une des méthodes listées ci- dessus est utilisée pour calculer la métrique, on recherche la métrique de valeur maximale parmi toutes les métriques calculées.
En définitive, une paire de valeurs candidates ayant été utilisée est sélectionnée au non à l’étape 306 en fonction de la métrique ayant été calculée sur la base de cette paire. Le processeur 8 connaît désormais les quatre paramètres de Thomsen a0, b0, <¾, e, qui constituant des caractéristiques renseignant sur la propagation d’ondes ultrasonores dans l’os B.
De retour à la figure 6, ces paramètres peuvent être exploitées avantageusement de la manière suivante.
Le processeur 8 localise l’endoste E (étape 210) dans l’une des images construites au cours de l’étape 208. Au cours de l’étape de localisation 210, le processeur 8 génère des données de localisation de l’endoste E.
La localisation 210 de l’endoste E comprend conventionnement les sous-étapes suivantes :
• L’image choisie pour la localisation fait l’objet d’une segmentation, de sorte à identifier un groupe de pixels montrant l’endoste E (cette segmentation comprenant par exemple la mise en oeuvre d’un algorithme de Djikstra connu de l’état de la technique).
• ce groupe de pixels est approximé en une courbe de démarcation définie par un polynôme, par exemple une parabole.
Les données de localisation de l’endoste E obtenues lors de l’étape 210 diffèrent de celles obtenues lors de l’étape 110 en ce qu’elle se fondent sur des images dans des plans différents (plan transverse pour l’étape 110 contre plan longitudinal pour l’étape 210).
Préférentiellement, la localisation 210 est mise en oeuvre dans l’une des images construites sur la base des valeurs candidates ayant été sélectionnées en tant que valeurs pour les paramètres d*, b0 au cours de l’étape 306. Cette image peut ainsi être la première image 11 , la deuxième image I2, la troisième image I3, la quatrième image I4 ou l’image composite IC. Ceci a pour avantage de localiser l’endoste E de manière plus précise du fait de la haute qualité de mise au point ces images parmi toutes celles qui ont été construites par le processeur 8.
Très préférentiellement, c’est la première image 11 construite sur la base des valeurs candidates ayant été sélectionnées en tant que valeurs pour les paramètres d*, b0 au cours de l’étape 306 qui est utilisée pour la localisation de l’endoste au cours de l’étape 210. En effet, c’est cette première image 11 qui permet de localiser de manière la plus précise l’endoste E, cette première image 11 étant associées aux ondes ayant un mode qui ne change pas en traversant le périoste PE et qui ne change pas en se réfléchissant sur l’endoste E. Ensuite, le processeur 8 estime une épaisseur de l’os B, mesurée entre le périoste PE et l’endoste E (étape 212). Cette épaisseur est estimée sur la base des données de localisation obtenues aux étapes 106 et 210.
L’épaisseur estimée à l’étape 212 constitue une information complémentaire et de l’épaisseur estimée à l’étape 112. En effet, l’épaisseur estimée à l’étape 212 est une épaisseur mesurée dans un plan longitudinal de l’os B, alors que l’épaisseur estimée à l’étape 112 est une épaisseur mesurée dans un plan transverse de l’os B. Ces deux épaisseurs sont généralement différentes, et constituent donc des informations mutuellement complémentaires.
3) Deuxième mode de réalisation de procédé de caractérisation, fondé sur un modèle d’isotropie élastique
Dans le premier mode de réalisation de procédé décrit ci-dessus, il a été fait l’hypothèse assez réaliste que l’os est un milieu élastiquement anisotrope, mais élastiquement isotrope dans son plan transverse.
On va à présent décrire un procédé selon un deuxième mode de réalisation dans lequel il est fait l’hypothèse que l’os B est élastiquement isotrope. Autrement dit, il est considéré que la vitesse de propagation du son dans l’os B est la même dans toutes les directions. Ce modèle est plus approximatif que celui utilisé dans le premier mode de réalisation décrit précédemment, mais présente l’avantage de conduire à des traitements plus simples, qui vont être à présents décrits.
En référence à la figure 10, le procédé selon ce deuxième mode de réalisation comprend les étapes 100, 102, 104, 106, 200, 202 décrites précédemment.
Le processeur 8 détermine conjointement deux vitesses sur la base des signaux d’écho reçus à l’étape 202 : une vitesse de propagation d’ondes de compression dans l’os VP, et une vitesse de propagation d’ondes de cisaillement Vs dans l’os (étape 209).
En référence à la figure 11 , l’étape 209 comprend les sous-étapes suivantes.
Le processeur 8 construit une pluralité d’images montrant chacune l’endoste E (interface interne) et le tissu osseux cortical de l’os (milieu interne) (étape 400). Pour cette étape 400, les données d’entrée suivantes sont utilisées par le processeur 8 :
• Les signaux d’écho acquis à l’étape 202.
• Les données de localisation du périoste PE (interface externe) obtenues à l’étape 106. • La vitesse du son dans le tissu biologique non osseux (milieu externe) déterminée à l’étape 108.
• Deux valeurs candidates qui sont disponibles dans la mémoire 10.
Au cours de l’étape 400, le processeur 8 met en oeuvre un traitement faisant l’hypothèse que les vitesses VP et Vs sont respectivement égales à ces deux valeurs candidates. Cette hypothèse est donc différente de celle utilisée au cours de l’étape 300 faisant partie du procédé selon le premier mode de réalisation.
Hormis cette différence d’hypothèse, tous les autres principes de l’étape 300 décrits précédemment peuvent être repris dans l’étape 400. La pluralité d’images construite au cours de l’étape 400 peut ainsi comprendre :
• une première image 11 construite sélectivement sur la base des premiers signaux d’écho, lorsque les premières ondes font partie des ondes ultrasonores émises à l’étape 202, et/ou
• une deuxième image I2 construite sélectivement sur la base des deuxièmes signaux d’écho, lorsque les deuxième ondes font partie des ondes ultrasonores émises à l’étape 202, et/ou
• une troisième image I3 construite sélectivement sur la base des troisièmes signaux d’écho, lorsque les troisièmes ondes font partie des ondes ultrasonores émises à l’étape 202, et/ou
• une quatrième image I4 construite sélectivement sur la base des quatrièmes signaux d’écho, lorsque les quatrièmes ondes font partie des ondes ultrasonores émises à l’étape 202.
Le processeur 8 génère par la suite une image composite IC sur la base de la pluralité d’image (étape 402). Cette étape 402 peut être identique à l’étape 302.
Le processeur 8 calcule ensuite une métrique représentative d’une qualité de mise au point dans une région d’intérêt de l’image composite IC (étape 404). La région d’intérêt choisie est typiquement une région montrant l’endoste E et/ou le tissu osseux cortical de l’os (milieu interne). Cette étape 404 peut être identique à l’étape 304.
Les étapes 400, 402 et 404 sont répétées pour différentes paires de valeurs candidates pour les vitesses VP et Vs. A l’issue de cette répétition, sont ainsi obtenues autant de métriques que de paires de valeurs candidates utilisées.
Le processeur 8 sélectionne ensuite en tant que valeurs définitives pour les vitesses VP et Vs une paire de valeurs optimale parmi les paires de valeurs candidates utilisées (étape 406). Le processeur 8 se base pour cela sur les métriques calculées. Les principes mis en oeuvre dans l’étape 306 sont applicables à l’étape 406.
En définitive, les étapes 208 et 209 ont pour point commun de déterminer deux paramètres renseignant sur la propagation d’ondes ultrasonore dans l’os B. Dans l’étape 208 utilisée dans le premier mode de réalisation, ces deux paramètres sont les paramètres d*, b0 de Thomsen. Dans l’étape 209, utilisée dans le deuxième mode de réalisation, ces deux paramètres sont les vitesses VP et Vs.
Les étapes 210, 212 sont mises en oeuvre comme dans le premier mode de réalisation. Les mêmes principes s’appliquent concernant la sélection de l’image utilisée pour procéder à la localisation de l’endoste E.
4) Autres applications
Bien qu’avantageux pour caractériser un os, le système 1 et les procédés décrits ci-dessus trouvent également application pour la caractérisation d’autres objets, pourvu que les conditions suivantes soient satisfaites.
L’objet à caractériser comprend :
• Une interface externe (le périoste PE, lorsque cet objet est l’os B) susceptible d’être traversée par des ondes ultrasonores.
• Un milieu interne (le tissu osseux cortical, lorsque cet objet est l’os B) dans lequel les ondes ultrasonores peuvent se propager.
• Une interface interne (l’endoste E, lorsque cet objet est l’os B) susceptible de réfléchir les ondes ultrasonores.
En revanche, l’objet n’est pas nécessairement dé formé tubulaire ou globalement tubulaire, comme c’est le cas de l’os B. L’objet peut par exemple être en forme de plaque, les interfaces interne et externe définissant alors deux côtés opposés d’une telle plaque.
Par exemple, le milieu interne comprend des pores contenant un fluide et orientés dans une même direction longitudinale, ou des fibres solides orientées dans une même direction longitudinale, par exemple des fibres de verre ou de carbone.
L’objet peut en particulier imiter un os, et être destiné à être utilisé à fins d’entraînement par du personnel médical.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de caractérisation d’un objet (B) comprenant une interface externe (PE), une interface interne (E) et un milieu interne situé entre l’interface externe (PE) et l’interface interne (E), le procédé comprenant des étapes de :
• émission (200), par des émetteurs, d’ondes ultrasonores vers l’objet (B), de sorte que les ondes ultrasonores se propagent dans un milieu externe (T) situé entre les émetteurs et l’objet (B), puis entrent dans l’objet (B) en traversant l’interface externe (PE), puis se réfléchissent sur l’interface interne (E), puis sortent de l’objet (B) en traversent à nouveau l’interface externe (PE), les ondes ultrasonores comprenant des premières ondes ayant un mode qui évolue selon une première évolution au cours de leur propagation dans l’objet (B), et des deuxièmes ondes ayant un mode qui évolue selon une deuxième évolution au cours de leur propagation dans l’objet (B), la deuxième évolution étant différente de la première évolution,
• réception (202), par des récepteurs, de signaux d’écho des ondes ultrasonores après leur sortie de l’objet (B), les signaux d’écho comprenant des premiers signaux représentant des échos des premières ondes, et des deuxièmes signaux représentant des échos des deuxièmes ondes,
• détermination (208, 209) de deux caractéristiques de l’objet (B) renseignant sur la propagation d’ondes ultrasonores dans l’objet (B), la détermination des deux caractéristiques de l’objet (B) comprenant les sous-étapes suivantes : a) construction (300, 400) d’une pluralité d’images montrant l’interface interne (E) et le milieu interne, la pluralité d’images étant construite à partir des signaux d’écho, de données de localisation de l’interface externe (PE), d’une vitesse du son dans le milieu externe (T) et sous l’hypothèse que les deux caractéristiques de l’objet (B) sont respectivement égales à deux valeurs candidates, la pluralité d’image comprenant une première image (11 ) associée aux premières ondes et construite à partir des premiers signaux, et une deuxième image (I2) associées aux deuxièmes ondes et construite à partir des deuxièmes signaux, b) construction (302, 402) d’une image composite (IC) à partir de la pluralité d’images, c) calcul (304, 404) d’une métrique indicative d’une qualité de mise au point de l’interface interne (E) et/ou du milieu interne dans l’image composite (IC), d) en fonction de la métrique, sélection (306, 406) ou non des deux valeurs candidates en tant que valeurs respectives des deux caractéristiques de l’objet (B).
2. Procédé selon la revendication 1 , dans lequel :
• les ondes ultrasonores comprennent des troisièmes ondes ayant un mode qui évolue selon une troisième évolution au cours de leur propagation dans l’objet (B), la troisième évolution étant différente de la première évolution et de la deuxième évolution,
• les signaux d’écho comprennent des troisièmes signaux représentant des échos des troisièmes ondes,
• la pluralité d’images comprend une troisième image (I3) associée aux troisièmes ondes et construite à partir des troisièmes signaux.
3. Procédé selon la revendication précédente, dans lequel :
• les ondes ultrasonores comprennent des quatrièmes ondes ayant un mode qui évolue selon une quatrième évolution au cours de leur propagation dans l’objet (B), la quatrième évolution étant différente de la première évolution, de la deuxième évolution et de la troisième évolution,
• les signaux d’écho comprennent des quatrièmes signaux représentant des échos des quatrièmes ondes,
• la pluralité d’images comprend une quatrième image (I4) associée aux quatrièmes ondes et construite à partir des quatrièmes signaux.
4. Procédé selon l’une des revendications précédentes, dans lequel les ondes ultrasonores comprennent :
• des ondes (PPPP) ayant un mode qui ne change pas en traversant l’interface externe (PE) et qui ne change pas en se réfléchissant sur l’interface interne (E), et/ou
• des ondes (PSSP) ayant un mode qui change dans lors de leur entrée dans l’objet (B) en traversant l’interface externe (PE), qui ne change pas lors de leur réflexion sur l’interface interne (E), et qui change à nouveau lors de leur sortie de l’objet (B) en traversant l’interface externe (PE), et/ou
• des ondes (PSPP) ayant un mode qui change lors de leur entrée dans l’objet (B) en traversant l’interface externe (PE), qui change à nouveau lors de leur réflexion sur l’interface interne (E), et qui ne change pas lors de leur sortie de l’objet (B) en traversant l’interface externe (PE), et/ou • des ondes (PPSP) ayant un mode qui ne change pas lors de leur entrée dans l’objet (B) en traversant l’interface externe (PE), qui change lors de leur réflexion sur l’interface interne (E), et qui change à nouveau lors de leur sortie de l’objet (B) en traversant l’interface externe (PE).
5. Procédé selon l’une des revendications précédentes, dans lequel les ondes ultrasonores sont des ondes de compression à leur émission.
6. Procédé selon l’une des revendications précédentes, dans lequel les deux caractéristiques de l’objet (B) comprennent un paramètre d’anisotropie élastique ( d *) de l’objet (B) et une vitesse de propagation ( b0 ) d’ondes de cisaillement à polarisation verticale dans l’objet (B) dans une direction de propagation parallèle ou perpendiculaire à un axe longitudinal de l’objet (B).
7. Procédé selon l’une des revendications précédentes, dans lequel la pluralité d’images est construite sous l’hypothèse que l’objet (B) est élastiquement isotrope dans un plan perpendiculaire à un axe longitudinal de l’objet (B).
8. Procédé selon l’une des revendications précédentes, dans lequel les deux paramètres sont adaptés pour définir, en combinaison avec deux autres paramètres (a0, e) :
• une fonction de calcul (nR(q)) d’une vitesse de propagation d’un onde de compression dans l’objet (B) dans une direction de propagation quelconque, et
• une fonction de calcul (vsv(0)) d’une vitesse de propagation dans l’objet (B) d’une onde de cisaillement à polarisation verticale dans une direction de propagation quelconque.
9. Procédé selon la revendication précédente, dans lequel les deux autres paramètres (a0, e) comprennent une vitesse de propagation (a0) d’ondes de compression dans une direction axiale de l’objet (B), et un autre paramètre d’anisotropie élastique (c) de l’objet (B).
10. Procédé selon l’une des revendications 1 à 5, dans lequel les deux caractéristiques de l’objet (B) comprennent une vitesse de propagation (VP) d’ondes de compression dans l’objet (B) et une vitesse de propagation (7S) d’ondes de cisaillement dans l’objet (B).
11. Procédé selon la revendication précédente, dans lequel la pluralité d’images est construite sous l’hypothèse que l’objet (B) est élastiquement isotrope.
12. Procédé selon l’une des revendications précédentes, dans lequel la construction d’une image de référence comprise dans la pluralité d’image, associée à des ondes de référence, comprend : • une estimation de trajectoires suivies par les ondes de référence, à partir de signaux de référence représentant des écho des ondes de référence, des données de localisation de l’interface externe (PE), et sous l’hypothèse que les deux caractéristiques de l’objet (B) sont respectivement égales aux deux valeurs candidates,
• un calcul de durées de propagation des ondes ultrasonores via les trajectoires estimées,
• calcul d’une intensité d’un pixel de l’image de référence, à partir des durées de propagation, des signaux de référence et de positions des émetteurs et des récepteurs.
13. Procédé selon l’une des revendications précédentes, dans lequel la construction de l’image composite (IC) comprend une somme pondérée de la pluralité d’images.
14. Procédé selon l’une des revendications précédentes, comprenant une répétition des sous-étapes a) à c) pour différentes paires de valeurs candidates, de sorte à obtenir une pluralité de métriques, l’une des paires de valeurs candidates étant sélectionnée à l’étape d) en fonction de la pluralité de métriques.
15. Procédé selon l’une des revendications précédentes, comprenant une localisation (210) de l’interface interne (E) dans une image construite lors d’une mise en oeuvre de l’étape a) ou de l’étape b), de sorte à générer des données de localisation de l’interface interne (E).
16. Procédé selon la revendication précédente, dans lequel l’interface interne est localisée dans une image construite à partir de deux valeurs candidates sélectionnées à l’étape d) en tant que valeurs respectives des deux caractéristiques de l’objet (B).
17. Procédé selon l’une des revendications 15 et 16, dans lequel l’interface interne (E) est localisée dans une image construite à partir de signaux d’écho d’ondes ayant un mode qui ne change pas en traversant l’interface externe (PE) et qui ne change pas en se réfléchissant sur l’interface interne (E).
18. Procédé selon l’une des revendications 15 à 17, comprenant une estimation (212) d’une épaisseur de l’objet (B) entre l’interface externe (PE) et l’interface interne (E), à partir des données de localisation de l’interface externe (PE) et des données de localisation de l’interface interne (E).
19. Procédé selon l’une des revendications précédentes, dans lequel l’objet (B) est un os, l’interface externe (PE) est un périoste de l’os, l’interface interne (E) est un endoste de l’os, et le milieu interne est un tissu cortical de l’os.
20. Procédé selon l’une des revendications précédentes, dans lequel le milieu interne comprend des pores contenant un fluide ou des fibres solides orientées dans une même direction longitudinale.
21. Système (1 ) de caractérisation d’un objet (B), le système comprenant :
• des émetteurs (6) configurés pour émettre des ondes ultrasonores vers l’objet (B), de sorte que les ondes ultrasonores se propagent dans un milieu externe (T) situé entre les émetteurs et l’objet (B), puis entrent dans l’objet (B) en traversant l’interface externe (PE), puis se réfléchissent sur l’interface interne (E), puis sortent de l’objet (B) en traversent à nouveau l’interface externe (PE), les ondes ultrasonores comprenant des premières ondes ayant un mode qui évolue selon une première évolution au cours de leur propagation dans l’objet (B), et des deuxièmes ondes ayant un mode qui évolue selon une deuxième évolution au cours de leur propagation dans l’objet (B), la deuxième évolution étant différente de la première évolution,
• des récepteurs (6) configurés pour recevoir des signaux d’écho des ondes ultrasonores après leur sortie de l’objet (B), les signaux d’écho comprenant des premiers signaux représentant des échos des premières ondes, et des deuxièmes signaux représentant des échos des deuxièmes ondes,
• un dispositif de traitement (4) configuré pour déterminer deux caractéristiques de l’objet (B) renseignant sur la propagation d’ondes ultrasonores dans l’objet (B), la détermination des deux caractéristiques de l’objet (B) comprenant les sous-étapes suivantes : a) construction d’une pluralité d’images montrant l’interface interne (E) et le milieu interne, la pluralité d’images étant construite à partir des signaux d’écho, de données de localisation de l’interface externe (PE), d’une vitesse du son dans le milieu externe (T) et sous l’hypothèse que les deux caractéristiques de l’objet (B) sont respectivement égales à deux valeurs candidates, la pluralité d’image comprenant une première image (11 ) associée aux premières ondes et construite à partir des premiers signaux, et une deuxième image (I2) associées aux deuxièmes ondes et construite à partir des deuxièmes signaux, b) construction d’une image composite (IC) à partir de la pluralité d’images, c) calcul d’une métrique indicative d’une qualité de mise au point de l’interface interne (E) et/ou du milieu interne dans l’image composite (IC), d) en fonction de la métrique, sélection ou non des deux valeurs candidates en tant que valeurs respectives des deux caractéristiques de l’objet (B).
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