Brevet FR2835421A1 — publié le 20030808

PROCEDES, SYSTEME ET DISPOSITIF POUR L'IMAGERIE NUMERIQUE Le gouvernement peut avoir des droits sur cette invention en vertu du Sous-contrat 22287 établi par le Office of Naval Research/Henry M. Jackson Foundation. Cette invention concerne de façon générale l'imagerie numérique, et, plus particulièrement, un procédé, un système et un dispositif pour acquérir des images numériques à l'aide d'une source de rayons X et d'un détecteur, et d'un dispositif à ultrasons. Dans au moins certains systèmes d'imagerie connus, une source de radiations projette un faisceau en forme de cône qui traverse l'objet dont on réalise une image, tel qu'un patient, et frappe un groupement rectangulaire de détecteurs de radiations. Dans au moins un système de tomosynthèse connu, la source de radiations tourne avec un portique autour d'un point de pivot, et des vues de l'objet peuvent être acquises à partir d'angles de production différents. Tel qu'il est utilisé ici, le terme "vue" désigne une image de projection unique, ou, plus particulièrement, "vue" désigne une radiographie de projection unique qui forme une image de projection. Egalement, tel que le terme est utilisé ici, une image reconstruite unique (coupe transversale), représentative des structures à l'intérieur de l'objet dont on réalise une image à une hauteur fixe au-dessus du détecteur, est désignée sous le nom de "tranche". Par ailleurs, une collection, ou pluralité, de vues, est désignée sous le nom de "jeu de données de projection". Une collection, ou une pluralité, de tranches, pour toutes les hauteurs, est désignée sous le nom de "jeu de données en trois dimensions (3D) représentatives de l'objet dont on réalise une image". Dans d'autres systèmes d'imagerie médicale connus, un équipement de diagnostic à ultrasons est utilisé pour vi- sualiser les organes d'un sujet. Un équipement de diagnostic à ultrasons classique comprend de façon caractéristique une sonde à ultrasons pour émettre des signaux d'ultrasons dans le sujet et recevoir des signaux d'ultrasons réfléchis à partir de celui-ci. Les signaux d'ultrasons réfléchis reçus par la sonde à ultrasons sont traités, et une image de la cible examinée est formée. L'imagerie des seins classique est basée sur la mammographie aux rayons X en deux dimensions standard pour le dépistage, et sur les rayons X et les ultrasons pour le suivi de diagnostic. Les ultrasons sont particulièrement efficaces pour différencier des masses et des kystes bénins, et les rayons X sont, de façon caractéristique, utilisés pour la caractérisation détaillée de microcalcification. La combinaison des images générées à l'aide des rayons X et du détecteur et des images générées à l'aide du système à ultrasons peut créer une synergie entre les avantages des deux modalités, mais, cependant, l'alignement des images représente un défi, car l'examen aux rayons X est, de façon caractéristique, accompli avec le sein comprimé, et l'examen aux ultrasons est, de façon caractéristique, effectué en balayant un sein non comprimé. De plus, le balayage aux ultrasons est réalisé, de façon caractéristique, manuellement, ce qui augmente la variabilité des résultats et la difficulté d'alignement des résultats. Dans un aspect, un procédé pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse est proposé. Le procédé comprend l'acquisition d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide d'une source de rayons X et d'un détecteur, l'acquisition d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons, et la combinaison du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet. Dans un autre aspect, un procédé pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse est proposé. Le procédé comprend la compression d'un objet auquel on s'intéresse à l'aide d'une palette de compression, l'acquisition d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide d'une source de rayons X et d'un détecteur, et le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons au voisinage de la palette de compression de telle sorte que le deuxième jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de la palette de compression par une configuration mécanique. Le procédé comprend également le couplage d'une sonde à ultrasons à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse, l'acquisition d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons, et la combinaison du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet. Dans encore un autre aspect, un procédé pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse est proposé. Le procédé comprend la compression d'un objet auquel on s'intéresse à l'aide d'une palette de compression, l'acquisition d'un jeu de données en deux dimensions de l'objet, dans une première position, à l'aide d'une source de rayons X et d'un détecteur, et le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons au voisinage de la palette de compression de telle sorte que le deuxième jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit coaligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu par l'intermédiaire de la palette de compression par une configuration mécanique. Le procédé comprend également le couplage opérationnel d'une sonde à ultrasons à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse, l'acquisition d'un jeu de données en trois dimensions de l'objet, dans la première position, à l'aide d'une sonde à ultrasons, et la combinaison du jeu de données en deux dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet. Dans un autre aspect, un dispositif est proposé. Le dispositif comprend une palette de compression, un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons mécaniquement aligné avec la palette de compression, et une sonde à ultrasons couplée à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse. Dans encore un autre aspect, un système d'imagerie médicale pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse est proposé. Le système d'imagerie médicale comprend un groupement de détecteurs, au moins une source de radiations, une palette de compression, un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons mécaniquement aligné avec la palette de compression, une sonde à ultrasons couplée à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse, et un ordinateur couplé au groupement de détecteurs, à la source de radiations et à la sonde à ultra- sons. L'ordinateur est configuré de façon à acquérir un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide de la source de rayons X et du détecteur, à acquérir un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide de la sonde à ultrasons, et à combiner le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet. Dans un autre aspect, une palette de compression est proposée. La palette comprend une pluralité de couches composites. Les couches sont transparentes aux sons et transparentes aux radiations. La présente invention sera mieux comprise à la lecture de la description détaillée suivante, faite en référence aux dessins joints, dans lesquels : La figure 1 est une vue schématique d'un système d'imagerie. La figure 2 est une vue schématique d'un procédé pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse. La figure 3 est une vue latérale d'une partie d'une nouvelle palette de compression. La figure 4 est une vue de dessus d'un ensemble de déplacement de sonde. La figure 5 est un organigramme d'un exemple de procédé pour générer une image d'un objet. La figure 6 est une vue schématique d'un système d'imagerie médicale. La figure 7 est une vue schématique d'un système de palette de compression et d'un système d'interface et d'imagerie aux ultrasons. La figure 8 est une vue latérale d'une partie d'un système d'imagerie médicale montré en figure 1. La figure 9 est une image illustrant des exemples d'effets de corrections réfractives. La figure 10 est la même image que celle illustrée en figure 9 sans les corrections réfractives. La figure 1 est une vue schématique d'un système d'imagerie médicale 12. Dans un exemple de réalisation, le système d'imagerie 12 comprend un système d'imagerie aux ultrasons 14, un ensemble de déplacement de sonde 16, un ensemble à ultrasons 18, et au moins un système d'imagerie aux rayons X et un système d'imagerie à tomosynthèse 20. Dans l'exemple de réalisation, le système d'imagerie aux ultrasons 14, l'ensemble de déplacement de sonde 16, la sonde à ultrasons 18, et le système d'imagerie à tomosynthèse 20 sont intégrés de façon opérationnelle dans un système d'imagerie 12. Dans une autre réalisation, le système d'imagerie aux ultrasons 14, l'ensemble de déplacement de sonde 16, la sonde à ultrasons 18 et le système d'imagerie à tomosynthèse 20 sont physiquement intégrés dans un système d'imagerie unitaire 12. La figure 2 est une vue schématique du système d'imagerie à tomosynthèse 20. Dans l'exemple de réalisation, le système d'image à tomosynthèse 20 est utilisé pour générer un jeu de données en trois dimensions représentatif d'un objet dont on réalise une image 22, tel que le sein d'une patiente. Le système 20 comprend une source de radiations 24, telle qu'une source de rayons X, et au moins un groupement de détecteurs 26 pour recueillir des vues à partir d'une pluralité d'angles de projection 28. De façon caractéristique, le système 20 comprend une source de radiations 24 qui projette un faisceau de rayons X en forme de cône qui traverse l'objet 22 et frappe le groupement de détecteurs 26. Les vues obtenues selon chaque angle 28 peuvent être utilisées pour reconstruire une pluralité de tranches, à savoir d'images représentatives de structures disposées dans des plans 30 qui sont parallèles au détecteur 26. Le groupement de détecteurs 26 est fabriqué sous une configuration de panneau comportant une pluralité de pixels (non représentés) disposés en rangées et en colonnes, de telle sorte qu'une image soit générée pour la totalité d'un objet 22 auquel on s'intéresse, tel qu'un sein. Chaque pixel comprend un photodétecteur, tel qu'une photodiode (non représentée) qui est couplée par l'intermédiaire d'un transistor de commutation (non représenté) à deux lignes d'adresse séparées (non représentées). Dans une réalisation, les deux lignes sont une ligne de balayage et une ligne de données. Les radiations incidentes sur un matériau de scintillateur et les photodétecteurs de pixels mesurent, au moyen d'un changement de la charge dans la diode, une quantité de lumière générée par l'interaction des rayons X avec le scintillateur. De façon plus caractéristique, chaque pixel produit un signal électronique qui représente une intensité, après l'atténuation par l'objet 22, d'un faisceau de rayons X frappant le groupement de détecteurs 26. Dans une réalisation, le groupement de détecteurs 26 mesure approximativement 19 cm sur 23 cm et est configuré pour produire des vues pour la totalité d'un objet 22 auquel on s'intéresse, par exemple un sein. D'une autre façon, le groupement de détecteurs 26 a une taille variable en fonction de l'utilisation prévue. De plus, la taille des pixels individuels sur le groupement de détecteurs 26 est sélectionnée en fonction de l'utili- sation prévue du groupement de détecteurs 26. Dans l'exemple de réalisation, le jeu de données en trois dimensions reconstruit n'est pas nécessairement configuré sous la forme de tranches correspondant à des plans qui sont parallèles au détecteur 26, mais d'une fa- çon plus générale. Dans une autre réalisation, le jeu de données reconstruit se compose seulement d'une image en deux dimensions unique, ou d'une fonction en une dimen- sion. Dans une autre réalisation, le détecteur 26 a une forme autre que plane. Dans l'exemple de réalisation, la source de radiations 24 est mobile par rapport à l'objet 22. De façon plus caractéristique, on peut faire effectuer à la source de radiations 24 une translation telle que l'angle de projection 28 du volume dont on réalise une image soit altéré. On peut faire effectuer à la source de radiations 24 une translation telle que l'angle de projection 28 puisse être n'importe quel angle de projection aigu ou oblique. Le fonctionnement de la source de radiations 24 est gouverné par un mécanisme de commande 38 du système d'imagerie 20. Le mécanisme de commande 38 comprend un dispositif de commande de radiations 40 qui délivre des signaux de puissance et de minutage à la source de radiations 24, et un dispositif de commande de moteur 42 qui commande une position et une vitesse de translation respectives de la source de radiations 24 et du groupement de détecteurs 26. Un système d'acquisition de données 44 dans le mécanisme de commande 38 échantillonne les données numériques venant du détecteur 26 pour un traitement ultérieur. Un reconstructeur d'image 46 reçoit des jeux de données de projection échantillonnés et numérisés depuis le système d'acquisition de données 44 et effectue une reconstruction d'image à grande vitesse, comme décrit ici. Le jeu de données en trois dimensions reconstruit, représentatif de l'objet dont on réalise une image 22, est appliqué en entrée à un ordinateur 48 qui mémorise le jeu de données en trois dimensions dans un dispositif de mémoire à grande capacité 50. Le reconstructeur d'image 46 est programmé pour exécuter des fonctions décrites ici, et, tel qu'il est utilisé ici, le terme de reconstructeur d'image désigne des ordinateurs, des processeurs, des microdispositifs de commande, des micro-ordinateurs, des dispo- sitifs de commande logique programmables, des circuits in- tégrés spécifiques à l'application, et d'autres circuits programmables . L'ordinateur 48 reçoit également des ordres et des paramètres de balayage depuis un opérateur par l'intermédiaire d'une console 52 comportant un dispositif d'entrée. Un afficheur 54, tel qu'un tube cathodique et un afficheur à cristaux liquides, permet à l'opérateur d'observer le jeu de données en trois dimensions reconstruit et les autres données venant de l'ordinateur 48. Les ordres et les paramètres délivrés par l'opérateur sont utilisés par l'ordinateur 48 pour délivrer des signaux de commande et une information au système d'acquisition de données 44, au dispositif de commande de moteur 42, et au dispositif de commande de radiations 40. Le système d'imagerie 20 comprend également une palette de compression 56 qui est positionnée au voisinage de l'ensemble de déplacement de sonde 16, de telle sorte que l'ensemble de déplacement de sonde 16 et la palette de compression 56 soient mécaniquement alignés. De plus, un jeu de données d'ultrasons, à savoir un deuxième jeu de données en trois dimensions, obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde 16, est co-aligné avec un jeu de données de rayons X, à savoir un premier jeu de données en trois dimensions, obtenu à travers la palette de compression 56 par une configuration mécanique. Dans une réalisation, la sonde à ultrasons 18 est couplée de façon opérationnelle avec l'ensemble de déplacement de sonde 16, de telle sorte que la sonde à ultrasons 18 émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression 56 et le sein 22, celui-ci étant au moins partiellement réfléchi lorsqu'une interface, telle qu'un kyste, est rencontrée à l'intérieur du sein 22. Dans une autre réalisation, la sonde à ultrasons 18 est un groupement en deux dimensions de transducteurs ultrasoniques micro-usinés capacitifs qui sont couplés de façon opérationnelle à la pa- lette de compression 56, et l'ensemble de déplacement de sonde 16 n'est pas utilisé. La figure 3 est une vue latérale de la palette de compression 56. Dans une réalisation, la palette de compression 56 est acoustiquement transparente (transparente aux sons), et transparente aux rayons X (transparente aux radiations), et fabriquée en un composite de matières plastiques, comme, par exemple, mais sans y être limitée, les matériaux énumérés dans le Tableau 1, de telle sorte qu'un coefficient d'atténuation de la palette de compression 56 soit inférieur à approximativement 5,0 décibels par centimètre lorsque le système 2 fonctionne à environ 10 mégahertz, de façon à minimiser par conséquent l'atténuation et les réverbérations ultrasoniques à travers la palette de compression 58. Dans une autre réalisation, la palette de compression 56 est fabriquée à l'aide d'un matériau composite unique. Dans une autre réalisation, la palette de compression 56 est fabriquée à l'aide d'un matériau non-composite unique. Dans l'exemple de réalisation, la palette de compression 56 a une épaisseur d'approximativement 2,7 mm et comprend une pluralité de couches 58. Les couches 58 sont fabriquées à l'aide d'une pluralité de matériaux composites rigides, tels que, mais sans y être limités, des polycarbonates, des polyméthylpentènes, et des polystyrènes. La palette de compression 56 est conçue à l'aide d'une pluralité de paramètres de conception montrés dans le Tableau 1. Les paramètres de conception de la palette de compression 56 comprennent, mais sans y être limités, une atténuation de rayons X, un numéro atomique, une transmission optique, un module de traction, une vitesse du son, une densité, un allongement, un rapport de Poisson, une impédance acoustique, et une atténuation ultrasonique. Maté- Acro- Acoustique ~~T Rayons X Opti- Mécanique riau nyme que De:.si- Vi- Impé- Atté- Atcé- Chan- Trans- Module Allon- Rapté tesse dance nua- nua- gement mis- de gement port g/m3 mm/ s tion à tion de cou- sion trac- % de 5 MHz % sur leur % tion PoisdB/cm 3 mm 10= (GPa) son aucun Polymé- PMP, 0,83 2,22 1,84 4,6 9,4 8 80 1,5 17 0,33 thyl- TP pentène Poly- PC 1,18 2,27 2,68 23,2 14,8 5 90 2,1 40 0,33 carbonate Polys- PS 1,05 2,4 2,52 1,8 14,7 9 90 2,38 2 0,33 tyrène Poly- PET 1,37 2,54 3,48 5 15,6 2 100 3,2 5 0,33 (téréphtalate d'éthy lène) Epoxy 1,21 2,8 3,39 6 52,2 8 80 14,7 5 0,33 Poly- PSF 1,24 2,24 2,78 10,6 56,9 5 80 2,6 35 0,33 sulfone Poly- PE 0,91 1,95 1,77 2,4 10,7 9 10 1,05 10 0,33 éthylène (basse densi- té) ?oly- PMMA 1,19 2,75 3,27 6,4 14,8 5 92 3,1 2 0,33 (méthacrylace de mé- thyle) Poly- PP 0,88 2,74 2,41 5,1 10,7 9 10 1,05 10 0,33 propylène Poly- PVC 1,15 2,33 2,68 12,8 64,4 0 85 0,004 440 0,33 (chlorure de vi- nyle) Caout- SR 1,05 1,05 1,10 24 37,9 10 25 0,003 200 0,50 chouc au silicone Caout- SBR 1,02 1,92 1,96 24,3 20,1 2 25 0,003 200 0,50 chouc styrènebutadiène Tableau 1 La fabrication de la palette de compression 56 à l'aide d'une pluralité de couches composites 58 favorise un coefficient d'atténuation de rayons X efficace et une fonction d'étalement de point qui est similaire à ceux du polycarbonate pour les spectres mammographiques. De plus, une transmission optique supérieure à 80% et une faible atténuation ultrasonique (inférieure à 3 dB) aux fréquences de sonde à ultrasons allant jusqu'à approximativement 12 mégahertz (MHz) peuvent être obtenues à l'aide des couches composites 58. De plus, les couches composites 58 favorisent une intensité maximale de réflexions d'interface à l'intérieur de 2% d'une intensité de faisceau maximale, une déviation inférieure à 1 mm par rapport à l'horizontale sur une zone de 19 x 23 cm2 exposée à une force de compression totale de 18 daN, et une rigidité mécanique et une pluralité de propriétés de résistance aux radiations au cours du temps similaires à celles du polycarbonate. La figure 4 est une vue de dessus d'un ensemble de déplacement de sonde 16. Dans une réalisation, l'ensemble de déplacement de sonde 16 est couplé de façon amovible à la palette 56, et peut être découplé de la palette de compression 56, de telle sorte que l'ensemble de déplacement de sonde 16 puisse être positionné indépendamment audessus de la palette de compression 56. L'ensemble de déplacement de sonde 16 comprend une pluralité de moteurs pas à pas 62, un codeur de position (non représenté) et une pluralité de chariots entraînés à commutateur de limite (non représentés), qui comprennent au moins un chariot qui supporte une sonde à ultrasons 18 (montrée en figure 1) par l'intermédiaire d'un réceptacle 64 de façon à autoriser des capacités de positionnement vertical variables de la palette de compression 56. Dans une réalisation, la sonde à ultrasons 18 descend verticalement dans une direction z jusqu'à ce qu'un contact soit établi avec la palette de compression 56. Les moteurs pas à pas 62 entraînent la sonde à ultrasons 18 le long de chariots 68 par incréments fins dans les directions x et y avec une vitesse variable déterminée par un utilisateur. Des commu- tateurs de limite 68, avec des écrous de contrôle du jeu (non représentés), facilitent la prévention du déplacement de la sonde à ultrasons 18 au-delà d'une position nominale mécanique prédéterminée de limites de l'ensemble de déplacement de sonde 16. La sonde à ultrasons 18 est montée sur une plaque en forme de U 70 qui est fixée à un réceptacle 72. Dans une réalisation, la plaque en forme de U 70 est fixée à une pluralité de rails de guidage (non représentés) sur le système d'imagerie à rayons X ou le système d'imagerie à tomosynthèse 20 par l'intermédiaire d'un ensemble séparé (non représenté). Les dimensions de l'ensemble de déplacement de sonde 16, dans les directions x et y, sont sélectionnées de façon variable en fonction d'une plage désirée de déplacement de la sonde à ultrasons 18 vis-à-vis des dimensions de la palette de compression 56. Dans la direction z, les dimensions sont limitées par un espacement vertical entre le boîtier de la source de radiations 24 au-dessus de l'ensemble de déplacement de sonde 16 et la palette de compression 56 en dessous de celui-ci. La figure 5 est un organigramme d'un exemple de procédé 80 pour générer une image d'un objet 22 auquel on s'intéresse. Le procédé 80 comprend l'acquisition, en 82, d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet 22, dans une première position, à l'aide d'une source de rayons X 24 et d'un détecteur 26, l'acquisition, en 84, d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'ob- jet 22, dans la première position, à l'aide d'une sonde à ultrasons 18, et la combinaison, en 86, du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet 22. La figure 6 est une vue schématique du système d'ima- gerie 12. Lors de l'utilisation, et si l'on se réfère à la figure 6, la palette de compression 56 est installée dans le système d'imagerie à tomosynthèse 20 par l'intermé- diaire d'un réceptacle de palette de compression 100. Dans une réalisation, l'ensemble de déplacement de sonde 16 est fixé à un réceptacle (non représenté) sur une pluralité de rails de guidage (non représentés) sur un dispositif de positionnement pour rayons X 102, au-dessus d'un réceptacle de palette de compression (non représenté) par l'intermédiaire d'une fixation 104. Dans une autre réalisation, l'ensemble de déplacement de sonde 16 est fixé à l'aide d'une pluralité de rambardes latérales (non représentées) sur le système d'imagerie à tomosynthèse 20. La sonde à ultrasons 18 est connectée au système d'imagerie à ultrasons 14 à une extrémité, et vient en interface avec l'ensemble de déplacement de sonde 16 par l'intermédiaire d'un réceptacle de sonde 106. Une patiente est disposée au voisinage du système d'imagerie à tomosynthèse 20 de telle sorte que le sein 22 soit positionné entre la palette de compression 56 et le détecteur 26. Les géométries de la sonde à ultrasons 18 et de l'ensemble de déplacement de sonde 16 sont calibrées par rapport à la palette de compression 56. Dans une réalisation, la calibration de la sonde à ultrasons 18 comprend le fait de s'assurer que la sonde à ultrasons 18 est installée dans le réceptacle de déplacement de sonde 104, et que l'ensemble de déplacement de sonde 16 est fixé au système d'imagerie à tomosynthèse 20par l'intermédiaire du réceptacle de palette de compression 100. La calibration du système d'imagerie 12 facilite la garantie du fait que les opérations de transformation entre les systèmes de coordonnées sont validées. Un environnement de code de formation de faisceau correct est installé sur le système d'imagerie à ultrasons 14 pour faciliter la correction des effets réfractifs à travers la palette de compression 56. Des paramètres optimaux sont alors déterminés en fonction d'une connaissance préalable du patient ou d'examens aux rayons X ou aux ultrasons précédents. Le patient est positionné dans au moins l'une parmi des positions cranio-caudale, médiale-latérale et oblique, de telle sorte que le sein 22, ou l'objet 22 auquel on s'intéresse, soit positionné entre la palette de compression 6 et le détecteur 26. Dans une réalisation, le sein 22 est légèrement recouvert d'un lubrifiant, comme, par exemple, mais sans y être limité, une huile minérale. La palette de compression 56 est ensuite utilisée pour comprimer le sein à une épaisseur appropriée à l'aide d'au moins l'une parmi une commande manuelle sur le réceptacle 100 et une commande automatique pour le réceptacle 100. Un examen aux rayons X est ensuite effectué avec le système d'imagerie à tomosynthèse 20 fonctionnant dans au moins l'un d'un mode en deux dimensions et d'un mode de tomosynthèse standard. Dans le mode de tomosynthèse, un boîtier de tube de rayons X 108 est modifié pour autoriser des capacités de rotation autour d'un axe verticalement au-dessus du détecteur 26 indépendamment d'un dispositif de positionnement 110. Dans une réalisation, le patient et le détecteur 26 sont fixes, et le boîtier de tube 108 tourne. Des vues du sein 22 sont alors acquises à partir d'au moins deux angles de projection 28 (montrés en figure 2) pour générer un jeu de données de projection du volume auquel on s'intéresse. La pluralité de vues représentent le jeu de données de projection de tomosynthèse. Le jeu de données de projection recueilli est ensuite utilisé pour générer un premier jeu de données en trois dimensions, à savoir une pluralité de tranches pour le sein scanné 22, qui sont représentatives de la représentation radiographi- que en trois dimensions du sein 22 dont on réalise une image. Après la validation de la source de radiations 24 de telle sorte que le faisceau de radiation soit émis se- lon un premier angle de projection 112 (montré en figure 2), une vue est recueillie à l'aide du groupement de dé- tecteurs 26. L'angle de projection 28 du système 20 est ensuite altéré en faisant effectuer une translation à la position de la source 24 de telle sorte que l'axe central 150 (montré en figure 2) du faisceau de radiations soit altéré selon un deuxième angle de projection 114 (montré en figure 2), et de telle sorte que la position d'un groupement de détecteurs 26 soit altérée pour aider le sein 22 à rester à l'intérieur du champ de vision du système 20. La source de radiations 24 est à nouveau validée, et une vue est recueillie pour le deuxième angle de projection 114. La même procédure est ensuite répétée pour n'importe quel nombre d'angles de projection suivants 28. Dans une réalisation, une pluralité de vues d'un sein 22 sont acquises à l'aide d'une source de radiations 24 et d'un groupement de détecteurs 26 selon une pluralité d'angles 28de façon à générer un jeu de données de projection du volume auquel on s'intéresse. Dans une autre réalisation, une vue unique du sein 22 est acquise à l'aide d'une source de radiations 24 et d'un groupement de détecteurs 26 selon un angle 28 afin de générer un jeu de données de projection du volume auquel on s'intéresse. Le jeu de données de projection recueilli est alors utilisé pour générer au moins un jeu de données en deux dimensions et un premier jeu de données en trois dimensions pour le sein scanné 22. Les données résultantes sont mémorisées dans un répertoire désigné sur l'ordinateur 38 (montré en figure 2). Si des balayages de tomosynthèse sont effectués, le portique devrait être remis dans sa position verticale. La figure 7 est une vue schématique d'une palette de compression 56 et d'une interface entre le système d'imagerie aux ultrasons 14 et le système d'imagerie à tomosynthèse 20. La figure 8 est une vue latérale d'une partie du système d'imagerie 12. Dans l'exemple de réalisation, la palette de compression 56 est remplie d'un gel de couplage acoustique 120 sur une hauteur d'environ 2 mm au-dessus de la palette de compression 56. Dans une autre réalisation, un manchon acoustique (non représenté) est positionné sur la palette de compression 56. L'ensemble de déplacement de sonde 16 est fixé au portique (non représenté) d'un système d'imagerie à tomosynthèse 20 par l'intermédiaire d'une fixation 104 (montrée en figure 6) de telle sorte qu'un plan d'ensemble de déplacement de sonde soit parallèle à un plan de la palette de compression 56. Dans une réalisation, la sonde à ultrasons 18 est abaissée jusqu'à ce qu'un contact avec le manchon acoustique soit établi. Dans une autre réalisation, la sonde à ultrasons 18 est abaissée jusqu'à ce qu'elle soit partiellement immergée dans le gel de couplage 120. La hauteur de la sonde à ultrasons 18 est ajustée par l'intermédiaire du réceptacle 106 (montré en figure 6). La sonde à ultrasons 18, montée verticalement audessus de la palette de compression 56, effectue un balayage électromécanique au-dessus de la totalité du sein 22, y compris la paroi thoracique 126 et les régions de mamelon 128, de façon à générer un deuxième jeu de données en trois dimensions du sein 22. Dans une réalisation, un ordinateur 130 actionne un dispositif de commande pas à pas 132 pour balayer le sein 22 selon un mode de trame. Dans une autre réalisation, l'ordinateur 38 (montré en figure 2) actionne un dispositif de commande 132 afin de balayer le sein 22 selon un mode de trame. Au moins l'un parmi l'ordinateur 38 et l'ordinateur 130 comprend un logiciel qui possède des facultés de direction de faisceau électronique et de focalisation d'élévation. Dans une réalisation, des données d'ultrasons en temps réel peuvent être visualisées sur un écran du système d'imagerie aux ultrasons 14. Dans une autre réalisation, des données d'ultrasons peuvent être visualisées sur n'importe quel afficheur, tel que l'afficheur 54 (montré en figure 2), mais sans être limité à celui-ci. L'ensemble de déplace- ment de sonde est retiré du système d'imagerie à tomosynthèse 20, et la palette de compression 56 est repositionnée pour libérer la patiente. La direction du faisceau électronique permet de réaliser des images de la paroi thoracique et des régions de mamelon comme montré en figure 8 en regardant par exemple au niveau de la région de mamelon 128. Si la sonde à ultrasons 18 est dirigée sur la région de mamelon 128, les espaces d'air entre le sein comprimé 22 et la palette de compression 56 ne permettront pas à l'énergie acoustique d'être transférée à la région de mamelon 128. Cependant, avec les faisceaux dirigés, qui sont montrés comme entrant à partir de la gauche en figure 8, l'énergie acoustique est transférée de façon efficace, de façon à réduire par conséquent la nécessité de disposer des tampons de gel de conformation pour permettre de réaliser une image de la région de mamelon 128. De plus, la direction de faisceau peut être commandée de telle sorte que la production d'ombres acoustiques due aux structures telles que les ligaments de Cooper puisse être minimisée en dirigeant le faisceau selon un certain nombre d'angles, puis en réalisant une combinaison des jeux de données . Dans une réalisation, le système de coordonnées du premier jeu de données est transformé en celui du deuxième jeu de données, de façon à permettre par conséquent aux jeux de données d'être alignés par une configuration de circuits et un alignement corrigé vis-à-vis du déplacement intermittent de la patiente à l'aide de procédés d'alignement basés sur la réalisation d'image. D'une autre façon, le système de coordonnées du deuxième jeu de données est transformé en celui du premier jeu de données. Comme le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions sont acquis dans la même configuration physique du sein 22, les images peuvent être alignées directement à partir de l'information d'ali- gnement mécanique. De façon caractéristique, les images peuvent être alignées directement sur une base point par point sur toute l'anatomie du sein, de façon à éliminer par conséquent les ambiguïtés associées à l'alignement d'images d'ultrasons en trois dimensions avec des images de rayons X en deux dimensions. D'une autre façon, la physique des modalités d'imagerie individuelles peut être utilisée pour améliorer l'alignement des deux images. On peut tenir compte de différences de définition spatiale dans les deux modalités, et de caractéristiques de propagation, pour identifier de faibles différences de positionnement dans les deux images. L'alignement est alors basé sur des positions corrigées dans les jeux de données en trois dimensions. Les régions correspondantes auxquelles on s'intéresse sur chaque jeu de données d'image peuvent être alors être simultanément visualisées d'une pluralité de façons, de façon à améliorer par conséquent la visualisation qualitative et la caractérisation quantitative d'objets renfermés ou de régions locales. La figure 9 est une image illustrant des exemples d'effets de corrections réfractives à 12 MHz. La figure 10 est la même image que celle illustrée en figure 9 sans les corrections réfractives. Dans une réalisation, des corrections réfractives à partir de la palette de compression 56 sont incorporées dans le processus de formation de faisceau, comme montré dans les figures 9 et 10. L'aspect diffus des fils est corrigé avec les corrections de réfraction pour une matière plastique de 3 mm. Dans une réalisa- tion, la sonde à ultrasons 18 comprend au moins un transducteur linéaire à matrice active et un transducteur à ré- seau phasé possédant des capacités de focalisation d'élévation et de direction de faisceau. Comme la sonde à ul- trasons 18 comprend un transducteur linéaire à matrice ac- tive ou un transducteur à réseau phasé, la définition spa- tiale inhérente est maintenue sur une profondeur beaucoup plus grande qu'avec des sondes standard. De plus, la focalisation d'élévation et le choix soigneux des matières plastiques de la palette de compression, qui permettent l'utilisation de sondes à haute fréquence, permettent d'obtenir une définition spatiale élevée, de l'ordre de 250 micromètres, pour les images à ultrasons, avec ce système, comme cela est validé sur les images fantômes et cliniques. Dans une réalisation, un programme de logiciel d'ordinateur, installé sur un système d'imagerie aux ultrasons 14, est utilisé pour entraîner la sonde à ultrasons 18 selon une trajectoire prédéterminée sur la palette de compression 56. Le programme communique également avec un dispositif de commande pas à pas 132 et le système à ultrasons 14 pour déclencher l'acquisition et la mémorisation d'images et de données. Dans une autre réalisation, un programme de logiciel d'ordinateur, installé sur un système d'imagerie à tomosynthèse 20, est utilisé pour entraîner la sonde à ultrasons 18 selon une trajectoire prédéterminée sur la palette de compression 56. Le programme facilite l'accroissement de la précision de positionnement de la sonde à ultrasons 18 à l'intérieur d'approximativement 100 micromètres. De plus, le système d'imagerie 12 facilite le découplage du processus d'acquisition d'image de telle sorte que les circuits utilisés pour un examen, à savoir la source de rayons X 24 et le détecteur 26, affectent de fa- çon minimale la qualité d'image de l'autre image générée à l'aide de la sonde à ultrasons 26. De plus, le système 26 facilite une réduction du bruit structuré, la différencia- tion des kystes par rapport à la masse solide, et une pleine visualisation en trois dimensions des jeux de données alignés multimodes en un examen combiné automatique unique, de façon à faciliter par conséquent des procédés améliorés pour la localisation et la caractérisation de régions suspectes dans les images du sein, de façon à produire par conséquent une réduction des biopsies inutiles et une plus grande efficacité du scannage du sein. Comme les ultrasons cliniques, et les rayons X numériques en trois dimensions, ainsi qu'en deux dimensions, sont disponibles sous un format co-aligné à l'aide du système 12, le système 12 procure par conséquent une plateforme pour des applications perfectionnées additionnelles, par exemple, mais sans y être limité, un algorithme pour la réalisation d'image assistée par ordinateur multimode, et des modes de classification améliorés pour la réalisation d'image assistée par ordinateur. Le système 12 facilite la navigation pour les biopsies du sein avec une plus grande précision que celle disponible avec les jeux de données de rayons X en deux dimensions, grâce à l'information dans la dimension de profondeur. Les patientes subissant différentes formes de traitements pour le cancer du sein peuvent être contrôlées avec le système 12 afin d'évaluer leur réponse à la thérapie grâce à l'automatisation du balayage aux ultrasons, et, par conséquent, à l'effet réduit de la variabilité du balayage. Par exemple, à l'aide du système 12, un jeu de données d'images de rayons X et d'ultrasons peut être acquis durant un examen initial et une pluralité d'examens ultérieurs pratiqués à différents intervalles de temps au cours du traitement. Durant un examen ultérieur, la patiente peut être positionnée d'une façon similaire à celle selon laquelle elle est positionnée dans l'examen initial à l'aide du système 12 afin de réaliser une image aux ultrasons du sein 22 avec les mêmes paramètres opérationnels que ceux utilisés lors de l'acquisition du premier jeu de données. Des techniques d'alignement basées sur l'information ou les caractéristiques mutuelles peuvent alors être utilisées pour déterminer les déplacements x, y et Z nécessaires pour le repositionnement itératif de la patiente requis pour ame- ner les deux jeux de données d'ultrasons en meilleur alignement l'un avec l'autre à l'aide de caractéristiques clairement identifiables sur les deux jeux de données, ou à l'aide d'autres moyens. Ces caractéristiques pourraient également être potentiellement implantées si un traitement chirurgical est utilisé. Ceci pourrait procurer aux praticiens des jeux de données qui sont sensiblement alignés les uns par rapport aux autres, car les cancers récurrents ne sont pas rares, et, par conséquent, le système 12 peut être utilisé pour suivre les progrès et modifier le régime de traitement en conséquence. De plus, le système 12 facilite une compression réduite du sein 22 à cause de la diminution du bruit structuré, qui est un facteur de motivation essentiel pour augmenter la compression. Des modifications du système 12 peuvent également être réalisées afin de permettre la combinaison de la stéréo-mammographie avec les ultrasons en trois dimensions. Bien que l'invention ait été décrite vis-à-vis de différentes réalisations spécifiques, les personnes ayant une bonne connaissance de la technique reconnaîtront le fait que l'invention peut être mise en pratique avec des modifications rentrant à l'intérieur de l'esprit et de l'étendue de l'applicabilité des revendications. REVENDICATIONS 1. Procédé (80) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend : l'acquisition (82) d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide d'une source de rayons X (24) et d'un détecteur (26) ; l'acquisition (84) d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons (18) ; et la combinaison (86) du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions afin de générer une image en trois dimensions de l'objet. 2. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend de plus : la compression d'un objet auquel on s'intéresse (22) à l'aide d'une palette de compression (56) ; le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) au voisinage de la palette de compression de telle sorte que le deuxième jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu à travers la palette de compression par une configuration mécanique ; et le couplage d'une sonde à ultrasons (18) à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ul- trasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'inté- resse. 3. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend de plus l'alignement du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de don- nées en trois dimensions durant l'acquisition. 4. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce que la combinaison du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions comprend l'alignement du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions sur une base point par point. 5. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'acquisition (84) d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons (18) comprend l'utilisation d'une sonde à ultrasons comprenant au moins l'un parmi un transducteur linéaire à matrice active et un transducteur à réseau phasé possédant des facultés de focalisation d'élévation et de direction de faisceau. 6. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'acquisition (84) d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons (18) comprend l'utilisation d'une sonde à ultrasons comprenant un groupement en deux dimensions de transducteurs ultrasoniques micro-usinés capacitifs. 7. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce que le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) au voisinage de la palette de compression (56) comprend le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons comprenant un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons en deux dimensions automatique. 8. Procédé (80) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend : la compression d'un objet auquel on s'intéresse à l'aide d'une palette de compression (56) ; l'acquisition (82) d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à 5 10 15 20 25 30 35 l'aide d'une source de rayons X (24) et d'un détecteur (26) ; le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) au voisinage de la palette de compression de telle sorte que le deuxième jeu de données en crois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu à travers la palette de compression par une configuration mécanique ; le couplage d'une sonde à ultrasons (18) à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse ; l'acquisition (84) d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons (18) ; et la combinaison (86) du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions afin de générer une image en trois dimensions de l'objet. 9. Procédé (80) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend : la compression d'un objet auquel on s'intéresse à l'aide d'une palette de compression (56) ; l'acquisition d'un jeu de données en deux dimensions de l'objet, dans une première position, à l'aide d'une source de rayons X (24) et d'un détecteur (26) ; le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) au voisinage de la palette de compression (56) de telle sorte que le deuxième jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu à tra- vers la palette de compression par une configuration mécanique; le couplage opérationnel d'une sonde à ultrasons (18) à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse; l'acquisition d'un jeu de données en trois dimensions de l'objet, dans la première position, à l'aide d'une sonde à ultrasons ; la combinaison du jeu de données en deux dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet. 10. Système d'imagerie médicale (12) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit système d'imagerie médicale étant caractérisé en ce qu'il comprend ; un groupement de détecteurs (26) ; au moins une source de radiations (24) ; une palette de compression (56) ; un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) mécaniquement aligné avec ladite palette de compression; une sonde à ultrasons (18) couplée audit ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que ladite sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers ladite palette de compression et ledit objet auquel on s'intéresse ; et un ordinateur (48) couplé audit groupement de détecteurs, à ladite source de radiations, et à ladite sonde à ultrasons, et configuré de façon à : acquérir (82) un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide de ladite source de rayons X et dudit détecteur; acquérir (84) un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide de ladite sonde à ultrasons ; et combiner (86) le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions afin de générer une image en trois dimensions de l'objet. 11. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que ledit système est un système d'imagerie à tomosynthèse (20). 12. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite sonde à ultrasons (18) comprend au moins l'un parmi un transducteur linéaire à matrice active et un transducteur à réseau phasé. 13. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 12, caractérisé en ce qu'au moins l'un parmi ledit transducteur linéaire à matrice active et ledit transducteur à réseau phasé possède des facultés de focalisation d'élévation et de direction de faisceau. 14. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce qu'une source de radiations (24) est apte à émettre un faisceau de radiations à travers ladite palette de compression (56) et ledit objet auquel on s'intéresse (22) vers un ensemble de détecteurs (26) pour générer un premier jeu de données en trois dimensions, et en ce que ladite sonde à ultrasons (18) est apte à émettre un signal de sortie d'ultrasons à travers ladite palette de compression et ledit objet auquel on s'intéresse de façon à générer un deuxième jeu de données en trois dimensions. 15. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 14, caractérisé en ce qu'il comprend un ordinateur (48) combinant ledit premier jeu de données en trois dimensions et ledit deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer un jeu de données en trois dimensions co-aligné représentatif dudit objet auquel on s'intéresse (22). 16. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que ledit ordinateur (48) est de plus configuré pour coaligner physiquement le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions durant l'acquisition. 17. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que, pour combiner le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions pour générer une image en trois dimensions, ledit ordinateur (48) est de plus configuré pour aligner le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions sur une base point par point. 18. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite palette de compression (56) comprend une pluralité de couches composites (58), et en ce que lesdites couches sont transparentes aux sons et transparentes aux radiations. 19. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 18, caractérisé en ce que lesdites couches (58) comprennent au moins l'un parmi un polycarbonate, un polyméthylpentène et un polystyrène, et des combinaisons de ceux-ci. 20. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 18, caractérisé en ce que lesdites couches (58) possèdent une atténuation ultrasonique inférieure à approximativement 3 dB à une pluralité de fréquences de sonde à ultrasons inférieure à approximativement 12 mégahertz. 21. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 20, caractérisée en ce que lesdites couches (58) sont configurées de façon à effectuer une transmission optique supérieure à approximativement 80% de la radiation incidente. 22. Système d'imagerie médicale (12) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit système d'imagerie médicale étant caractérisé en ce qu'il comprend : un groupement de détecteurs (26); au moins une source de radiations (24); une palette de compression (56); un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) mécaniquement aligné avec ladite palette de compression; une sonde à ultrasons (18) couplée audit ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que ladite sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers ladite palette de compression et ledit objet auquel on s'intéresse ; et un ordinateur (48) couplé audit groupement de détecteurs, à ladite source de radiations, et à ladite sonde à ultrasons, et configuré de façon à : acquérir (82) un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide de ladite source de rayons X et dudit détecteur; acquérir (84) un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions, dans la première position, à l'aide de ladite sonde à ultrasons ; aligner le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions sur une base point par point ; et combiner (86) le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions afin de générer une image en trois dimensions de l'objet. 24. Palette de compression (56) selon la revendication 23, caractérisée en ce que lesdites couches (58) sont configurées de façon à effectuer une transmission optique supérieure à approximativement 80% de la radiation incidente.