Brevet FR2847698A1 — publié le 20040528

I Procédé de gestion de la dynamique d'une image radiologique numérique La présente invention a pour objet un procédé de gestion de la dynamique d'une image utilisable principalement dans le domaine de la radiologie médicale et, dans ce domaine, en particulier dans celui de la mammographie. Le but de l'invention est de faciliter la lecture d'images mammographiques obtenues en utilisant une technologie d'imagerie numérique - détecteur à l'état solide et système d'acquisition numérique - en permettant à un praticien d'accéder d'un seul coup d'oeil, et si possible sans avoir à régler la visualisation en quoi que ce soit, à une image claire et bien contrastée en tous endroits. Sur une telle image, le radiologue doit être capable d'identifier tous les signes cliniques en percevant les relations entre les différentes composantes de l'image. L'image numérique à afficher est l'image des épaisseurs radiologiques de l'organe traversé par le faisceau de rayons X, qui a une grande dynamique, typiquement 12 bits. On appelle épaisseur radiologique l'épaisseur d'un organe telle qu'elle est mesurée par les rayons X, autrement dit en tenant compte de l'absorption des matériaux traversés. Par exemple, 0,1 cm d'os a une même épaisseur radiologique que 1 cm d'eau. Les 20 moniteurs o sont affichées les images ont une dynamique beaucoup plus faible, typiquement de 8 bits. Ils permettent de différencier seulement 256 niveaux de gris. Dans cet état de la technique, il est prévu de compresser la dynamique de l'image numérique pour des niveaux de gris situés aux deux extrémités de la dynamique. Il en résulte un manque de clarté pour les parties d'image correspondant à la partie dynamique compressée. La demande de brevet européen EP-A-1 113 392 présente une méthode pour la compensation des variations d'épaisseur avant la compression de dynamique, en particulier à la limite entre des régions de forte densité et des régions de faible densité de l'organe radiographié. L'effet 30 obtenu est la réduction de la dynamique du signal, et, en conséquence, de permettre l'affichage de l'organe entier, sans saturation. La visibilité des structures radiologiques peut être augmentée si la réduction de la dynamique de l'image est combinée avec une étape d'expansion de contraste. La demande de brevet PCT, WO 01/69532, 35 introduit un procédé pour comprimer la dynamique de l'image basé sur le contraste, o les basses fréquences et les contrastes sont séparément ajustés pour ajuster la dynamique de l'imageur. La réduction de la dynamique et l'expansion de contraste sont séparés, mais toutes les deux incluent la compression de la dynamique (entre la dynamique originale et la dynamique de l'imageur), ce qui conduit à une limitation très importante: l'utilisateur a seulement accès à une représentation sur 8 bits de l'image qui est codée sur 12 bits. Pour garder la possibilité de visualiser plusieurs représentation 8 bits de cette image numérique codée sur 12 bits, dans l'invention on sépare les 10 trois étapes de traitement: (i) réduction de la dynamique, (ii) expansion de contraste et (iii) compression de la dynamique. L'image des épaisseurs radiologiques subit les deux premiers traitements pour compenser les variations de l'épaisseur et rehausser le contraste. Ensuite, l'image affichée est obtenue par l'application d'une transformation pour passer de 12 bits à 8 15 bits. L'utilisateur peut modifier cette transformation pour changer le contraste globalement et redéfinir la zone des épaisseurs affichées. En plus, dans un scénario temps réel, la compensation des variations d'épaisseur et le rehaussement du contraste peuvent s'adapter au paramétrage de l'utilisateur pour optimiser l'affichage. Dans l'invention, on produit, à partir de l'image des épaisseurs radiologiques, des composantes de contexte et des composantes de détail. De préférence en effet, dans l'invention on préférera travailler dans le domaine des épaisseurs radiologiques. Au moment de la prise du cliché, le sein étant compressé entre un plateau porte sein et une pelote de 25 compression, l'épaisseur du sein est mécaniquement imposée partout la même. Il est intéressant alors de traiter le signal mesuré en termes d'épaisseurs radiologiques, tenant compte de la densité radiologique la des tissus examinés. En outre pour tenir compte de l'imageur, l'image dont le contraste a 30 été amélioré selon l'invention en fonction de caractéristiques médicales, est in fine corrigée pour correspondre à la dynamique de l'afficheur utilisé. Enfin on montrera que les images de contexte et des détails sont modifiées pour que leur contraste dépende de conditions locales de l'image de contexte à leur endroit. On montrera qu'en agissant ainsi, il est possible de créer un modèle d'expansion de contraste simultanément dans différentes zones, a priori exclusives l'une de l'autre, de manière à ce que d'un seul coup d'oeil le praticien puisse avoir accès à la totalité des informations recherchées. Les critères qui, selon l'invention, ont servi pour la détermination des caractéristiques médicales ont été empiriques et validés par une étude clinique. Cette étude clinique a comporté le traitement par le procédé de gestion de la dynamique de l'invention d'un lot d'images, de la présentation de ces images ainsi améliorées à un ensemble de spécialistes, et l'obtention de leur agrément unanime sur la qualité des images présentées. Un autre 10 critère a également été de ne pas créer de faux positifs ou de faux négatifs. Un faux positif est une image transformée artificiellement donnant par ailleurs faussement l'impression de la présence d'un accident radiologique à détecter. Un faux négatif est une expansion de contraste qui conduirait à la disparition d'un accident radiologique réellement présent et masqué après le 1 5 traitement. L'invention a donc pour objet un procédé de gestion de la dynamique d'une image radiologique caractérisé en ce qu'il comporte dans l'ordre les étapes suivantes, - on acquiert une image numérique avec un appareil de radiologie 20 équipé avec un détecteur numérique, cette image ainsi acquise possédant une grande dynamique d'acquisition, - on calcule l'image des épaisseurs radiologiques de l'organe traversé par le faisceau de rayons X, - on filtre l'image des épaisseurs radiologiques par un filtre passe-bas pour obtenir une image de contexte, - on soustrait l'image de contexte de l'image des épaisseurs radiologiques pour obtenir une image des détails, - on traite l'image de contexte par une première table calculée à partir de l'image des épaisseurs radiologiques pour obtenir une image à dynamique réduite, - on traite l'image de contexte par une deuxième table calculée à partir de l'image des épaisseurs radiologiques pour obtenir une image de coefficients qui ensuite vont pondérer l'image des détails pour obtenir une image des détails rehaussés, - on additionne l'image à dynamique réduite et l'image des détails rehaussés pour obtenir une image à dynamique réduite et à contraste rehaussé, o les différences entre les structures anatomiques sont préservées, et - on comprime la dynamique de l'image à dynamique réduite et à contraste rehaussé pour la faire tenir dans la dynamique d'un imageur avec une petite dynamique, cette petite dynamique étant plus petite que la grande dynamique. L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Celles-ci ne sont présentées qu'à titre indicatif et nullement limitatif de l'invention. Les figures montrent: - Figure 1: une représentation schématique du phénomène de gestion de la dynamique et de son traitement selon l'invention; - Figure 2: une représentation des étapes de traitement du procédé de selon l'invention. La figure 1 montre, pour expliquer le traitement, quatre diagrammes, 1, 2, 3 et 4, comportant en abscisse une mesure du signal radiologique en terme d'épaisseurs radiologiques. Ce signal est à grande dynamique, typiquement codé sur 12 bits. Le passage de l'image acquise à l'image des épaisseurs radiologiques nécessite une conversion logarithmique, mais la 20 correspondance entre elles est de toute façon monotone. La figure 1 montre aussi en dessous des quatre diagrammes une représentation schématique d'une image radiologique d'un sein. Dans les quatre diagrammes, le premier diagramme montre une correspondance 5 entre un signal d'épaisseur radiologique représenté sur une grande dynamique, par exemple 212, et un 25 signal en niveaux de gris affichables sur un afficheur réel, avec des niveaux de gris compris entre 0 et 255, correspondant à 8 bits, avec une dynamique plus faible. Le premier diagramme 1 comporte d'une manière connue une fenêtre de dynamique WW (qui contrôle le gain différentiel (contraste) maximal) 30 calée par son centre WC (le niveau de gain différentiel maximal) à un endroit donné de la dynamique totale du signal d'épaisseur radiologique. Alors que le signal d'épaisseur est exprimé sur 12 bits, le signal utile pour commander l'imageur ne peut être qu'un signal exprimé avec 8 bits, 1 octet. Le diagramme 2 situé en dessous de ce premier diagramme 1 est un histogramme 6 montré en traits pleins, réel, du sein 7 dans le domaine de l'épaisseur radiologique visible sur l'image présentée en dessous des quatre diagrammes. Cet histogramme 6 comporte d'une manière connue une partie de bordure 8, représentant le bord du sein à son extrémité et, typiquement, deux pics correspondant à une zone adipeuse ZA et à une zone glandulaire ZG. La figure 2 montre les étapes du procédé de gestion de la dynamique de l'invention. A partir d'une image acquise par une installation de radiologie, non représentée, on obtient un signal noté X sur la figure 2. On extrait des images de composantes de contexte et de composantes des détails de ce 10 signal X. Compte tenu d'un phénomène radiologique d'acquisition du type l=loexp(-gtx), on sait qu'on peut exprimer gx sous la forme gx = Log(lo)-Log(l), I étant le signal réellement mesuré par un détecteur radiologique électronique, ou éventuellement relevé à partir d'un cliché radiographique numérisé. Pour une épaisseur x constante (parce que le sein est comprimé de la même façon partout), on donne bien de cette façon une image de la densité radiologique g en chaque point, en chaque pixel de l'image. Dans ce but, d'une manière préférée dans l'invention, le signal X sera transformé par un circuit 9 en un signal d'épaisseur radiologique, noté Y sur la figure 2. Alors que le signal X a traditionnellement une dynamique de 14 bits et est exprimé 20 en doses, la transformation logarithmique 9 donne un signal d'épaisseur radiologique Y sur 12 bits par pixel. La transformation 9 est de préférence effectuée par une lecture d'une table précalculée, LUT. C'est ce signal Y d'épaisseur qui est porté sur les abscisses des quatre diagrammes 1 à 4 de la figure 1. Le signal Y est ensuite transmis à un filtre spatial 10 produisant un signal de sortie YLP. Le filtre 10 est un filtre spatial passe-bas, de noyau large, par exemple de 2 cm en mammographie numérique, de préférence de type médian, mais il pourrait être un filtre d'ordre statistique d'un autre type pour donner des résultats similaires ou éventuellement meilleurs. Le signal 30 YLp ainsi que le signal Y sont donnés sur 12 bits. Ils sont soustraits l'un de l'autre dans un soustracteur 11 et donnent naissance à un signal YHP représentatif des détails de l'image. En effet, du filtrage passe-bas par le filtre 10, le signal d'image Y est transformé en un signal de contexte YLP. En faisant la soustraction du signal de départ moins le signal de contexte il ne reste bien entendu plus que le signal des détails. Dans l'invention, on multiplie alors dans un multiplicateur 12 le signal de détail YHP, pixel par pixel, par des coefficients fournis par une table 13. Dans l'invention, une particularité de la table 13 est de proposer des coefficients qui, pixel par pixel, ont une valeur qui dépend de leur environnement. Cette dépendance peut ici être obtenue en utilisant comme adresse de lecture de la table 13, à partir de laquelle on extrait le coefficient, le signal de l'image de contexte qui correspond à un pixel traité. La table 13 comporte ainsi une correspondance entre des niveaux de gris du signal de contexte et des coefficients pondérateurs à appliquer au signal des détails introduit par ailleurs dans le multiplicateur 12. On constate par ailleurs que cette transformation permettant le rehaussement de contraste n'était pas présente dans l'enseignement du document EP-A-1 113 392. Le signal produit par le multiplicateur 12 est additionné dans un additionneur 14 au signal de contexte. De préférence ce 15 signal de contexte lui-même subit une transformation par un filtre de correction 15. Le filtre de correction 15, comme le filtre de correction 13, est réalisé sous la forme d'une table de correspondance, look-up table, LUT, dont, encore une fois, la caractéristique est de produire une modification, ici du signal de contexte, laquelle modification (x(x) est elle-même fonction de la 20 valeur x de ce signal de contexte. Le signal disponible à la sortie de l'additionneur 14 possède selon l'invention toutes les améliorations voulues (lesquelles seront expliquées plus loin) Il ne correspond toutefois pas, du fait de sa dynamique sur 12 bits, à la dynamique de l'afficheur sur 8 bits. Dans ce but, un circuit de conversion 25 16 placé en aval, en particulier une table de correspondance LUT, permet de disposer en sortie d'un signal Z sur 8 bits par pixel. En pratique, le circuit 16 peut effectuer une transformation du type de celle montrée sur le diagramme 1 de la figure 1. Le circuit 15 réalise une transformation du type multiplication par (c(YLP). La valeur de cc est montrée sur le diagramme 3 de la figure 1. Cette transformation correspond par ailleurs à celle enseignée dans le document EP-A-1 113 392. Elle a pour objet de compresser la dynamique de l'image acquise de façon qu'elle corresponde à une largeur attendue. En particulier, pour les régions situées en bordure du sein, cL(x) sera plus grand que x. A 35 l'opposé, pour les valeurs de signal acquis les plus élevées ax(x) sera inférieur à x. Le coefficient est décroissant de manière à ramener au total la dynamique de l'image acquise à une dynamique comprise entre A et B. En ce qui concerne le circuit 13, la modification f3 qu'il apporte est liée à l'environnement, diagramme 4. Dans un premier exemple, on considère qu'il y a une correspondance entre les zones adipeuse ZA et glandulaire ZG d'une part, et les niveaux de gris ou épaisseurs équivalentes de l'histogramme 6 d'autre part. Dans les zones adipeuses ZA et zones glandulaires ZG, on détermine ainsi qu'une épaisseur radiologique est comprise dans une tranche YM1 et YM2 de la dynamique. Selon l'invention, on décide alors, par exemple, qu'au passage de la valeur YM1 le coefficient 3 apporté par le circuit 13 sera par exemple croissant, entre 1 et un seuil supérieur, par exemple 2 ou 3. Un coefficient D à 1 maintient les détails tel qu'ils sont. Les détails sont rehaussés, 3 égal 2 ou 3 par exemple, pour les zones ZG et ZA. L'histogramme 17 de l'image à dynamique réduite et à contraste rehaussé est montré en tirets sur le diagramme 2. Les coefficients a et 3 peuvent ainsi être attribués à chacun des pixels de l'image et forment en eux-mêmes des images de modification. Les valeurs de ces coefficients sont fonction, spécifiques pour chaque image, des valeurs des signaux YLp de l'image de contexte à leur endroit. L'attribution d'une valeur donnée à un coefficient A, en fonction de l'environnement, peut alors se faire de deux façons. Soit on repère le lieu des zones ZA et ZG dans l'image, et, pour les pixels dont les coordonnées géographiques correspondent à ces lieux, on module le coefficient f3 en correspondance. Dans ce cas on adresse la table LUT 13 (ou 15 pour aL) par les coordonnées du pixel concerné dans l'image. Soit, de préférence, on se sert de la correspondance évoquée ci-dessus, et on adresse la table de coefficients 13 (il en serait de même pour la table de coefficients 15) par le niveau de gris, ou l'épaisseur radiologique du signal concerné. Autrement dit, pour un signal d'épaisseur équivalente donnée, typiquement supérieur au seuil YM1, on considère qu'il s'agit d'un signal de zone ZA ou ZG et on lui applique alors l'expansion de contraste maximale, par exemple un coefficient f à 2 ou 3. Par rapport aux techniques connues, on voit qu'il y a une grande différence car ces techniques comportaient la désignation dans l'image visualisée d'une fenêtre spatiale, circonscrite à l'aide d'une souris ou d'une boule de manoeuvre dans l'image même du sein. L'image de la fenêtre désignée était ensuite analysée et son contraste était optimisé en fonction de la variation du signal dans cette fenêtre désignée. Dans un deuxième exemple, la prise en considération de l'environnement est faite par une estimation de la proportion de masse fibroglandulaire à l'endroit de chaque pixel. Cette estimation est décrite dans l'article de J. Kaufhold, J.A. Thomas, J.W. Eberhard, C.E. Galbo, et D.E. Gonzalez Trotter, intitulé "A Calibration Approach to Glandular Tissue 10 Composition Estimation in Digital Mammography," paru dans Med. Phys. 29 (8), pp. 1867-1880, Aot 2002. Selon cet enseignement, on sait estimer une proportion de tissus fibro-glandulaire dans chaque pixel. On peut alors utiliser cette proportion pour conditionner, éventuellement après filtrage spatial passe bas, les valeurs des coefficients. Par exemple ô, devient de plus en 15 plus grand au fur et à mesure que cette proportion augmente. Dans ce cas, le calcul des deux fonctions utilisées pour modifier les images de contexte et des détails sont prédéfinis comme fonctions de proportion de tissu fibroglandulaire, et sont adaptées par une procédure de calibration à chaque image d'épaisseur radiologique. Autant le coefficient a est linéaire par morceau, autant le coefficient 3 dans ce deuxième exemple sera constant par morceau. Le coefficient as est positif et non décroissant de manière à préserver la relation d'ordre entre les épaisseurs des différents tissus. En ce qui concerne la coefficient f3 c'est une fonction positive qui peut prendre des valeurs inférieures, égales ou 25 supérieures à 1 selon que les détails doivent être négligés, maintenus tels quels, ou au contraire présenté avec plus de contrastes. De préférence a aura une pente forte de manière à compenser les effets de la variation de l'épaisseur dus à la non-compression des bords du sein. La détermination du seuil YM1, ou autres, est menée en prenant en 30 considération l'histogramme 6, notamment de manière à segmenter les régions adipeuses et fibro-glandulaires. Pour ô, le choix d'une fonction constante par morceau peut autoriser l'utilisation de différents coefficients d'expansion pour les zones adipeuses et fibro-glandulaires respectivement. Alors que le diagramme 1 de la figure 1 montre une fenêtre de 35 visualisation en dynamique de base, il est possible que le praticien veuille modifier la position et ou la largeur de la fenêtre de visualisation, respectivement WC et WW. Dans l'invention, on tient compte dans les circuits 16 de cette exigence et on produit un signal y de modification des coefficients ca et P. Lorsque la largeur de visualisation est modifié d'une valeur initiale WW à une valeur final WW', les coefficients (x et 1 seront modifiés selon une modification du type Wca' = 'P (WW/WW') et P/1'=p(WW/VW'), formules dans lesquelles T et p sont des fonctions non décroissantes. Les termes avec' concernent une forme modifiée du terme de base. Les termes de base, ac, 1 et WW résultent d'un réglage de départ de la chaîne de traitement et de visualisation de la machine de radiologie. Toute image nouvellement présentée est présentée avec ces valeurs de base, le praticien effectuant par suite des modifications relatives de ces termes de bases. Les fonctions 'Y et p sont déterminées empiriquement. En agissant ainsi, il est donc possible de tenir compte des souhaits particuliers du praticien. Deux mises en oeuvre sont possibles pour ce mécanisme. Dans une première mise en oeuvre, le traitement total est repris chaque fois que l'utilisateur change les contraintes de contraste, avec comme exigence selon l'invention que l'apparence totale du sein reste la même. Dans une seconde mise en oeuvre, l'image basse fréquence est traitée une fois pour toutes. En pratique l'image YLP est ainsi préparée une fois pour toutes, et elle est stockée dans une mémoire. Quand l'utilisateur change le contraste de visualisation, une nouvelle image traitée peut être obtenue sans avoir à filtrer l'image acquise à nouveau. La seconde solution est moins exigeante en terme de temps de calcul mais elle introduit une complication significative dans le traitement de la mémoire. Pour l'utilisateur, le principal avantage de l'invention est de proposer une image du sein unique, dans laquelle le contraste dans les tissus adipeux est similaire à celui obtenu en réglant la dynamique de visualisation, WW pour la visualisation optimale des tissus adipeux, et le contraste des tissus 30 glandulaires est similaire à celui obtenu en réglant la dynamique de visualisation WW pour une visualisation optimale des tissus fibroglandulaires. Deuxièmement, la solution de l'invention permet de modifier le contraste de l'image d'une manière habituelle, c'est-à-dire par une modification de la table 16 de correspondance. Avec l'invention, il reste l'avantage que tous les tissus restent visibles et que le contraste des structures locales est maximisé pour la gamme visualisée. Sans cette amélioration de l'invention, le nombre de tissus visibles serait très réduit quand le contraste choisi est élevé. Il est par conséquent possible d'obtenir des images avec un contraste bien meilleur que celui obtenu par des films ou des systèmes d'écran, et en même temps de conserver la visibilité de tous les tissus (pectoral, glandulaire, adipeux, sous cutanée, peau...). Cette démarche conduit à une meilleure détectabilité des cancers du sein aussi bien qu'à une réduction des contraintes de lumière ambiante nécessaire pour 10 visualiser l'image. Ceci signifie que, si par ailleurs les conditions de visualisation ne sont pas les meilleures, avec les traitements supplémentaires de l'invention les images peuvent quand même être correctement observées. Comme le traitement est basé sur une information quantitative, donc 15 objective, il propose une visualisation optimale indépendante de la configuration d'acquisition et indépendante de la machine radiologique ayant servi dans ce but. Parce que le traitement est relatif au contraste de visualisation, l'impression globale du sein est toujours la même et elle rend l'exploitation 20 très naturelle pour le radiologue. Sans l'invention, il n'est pas possible de trouver une formulation d'expansion qui satisfasse à toutes les demandes. Une image traitée avec une grande expansion apparaîtrait artificielle quand elle serait visualisée avec un contraste standard. Une image traitée avec une faible expansion de contraste ne serait pas capable de montrer tous les tissus avec un grand contraste. il REVENDICATIONS 1 - Procédé de gestion de la dynamique d'une image radiologique numérique caractérisé en ce qu'il comporte dans l'ordre les étapes suivantes, - on acquiert une image numérique avec un appareil de radiologie équipé avec un détecteur numérique, cette image ainsi acquise possédant une grande dynamique (X) d'acquisition, - on calcule l'image des épaisseurs radiologiques de l'organe traversé par le faisceau de rayons X (Y), - on filtre l'image des épaisseurs radiologiques par un filtre passe-bas pour obtenir une image de contexte (YLP), - on soustrait l'image de contexte de l'image des épaisseurs radiologiques pour obtenir une image des détails (YHP), - on traite l'image de contexte par une première table calculée à partir de l'image des épaisseurs radiologiques (15) pour obtenir une image à dynamique réduite, - on traite l'image de contexte par une deuxième table calculée à partir de l'image des épaisseurs radiologiques (13) pour obtenir une image de coefficients qui ensuite vont pondérer l'image des détails pour obtenir une image des détails rehaussés, et - on additionne l'image à dynamique réduite et l'image des détails rehaussés pour obtenir une image à dynamique réduite et à contraste rehaussé, o les différences entre les structures anatomiques sont préservés. - on comprime (16) la dynamique de l'image à dynamique réduite et à contraste rehaussé pour la faire tenir dans la dynamique d'un imageur avec une petite dynamique (Z), cette petite dynamique étant plus petite que la grande dynamique. 2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que, - pour obtenir l'image des détails rehaussés, on pondère pixel à pixel l'image des détails par une image de coefficients, - les valeurs de ces coefficients étant une fonction positive des valeurs de l'image de contexte à leur endroit. 3 - Procédé selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce que - l'image de contexte est construite à partir de l'image des épaisseurs radiologiques par un filtrage médian, ou par un filtrage d'ordre statistique d'un autre type. 4 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que - la fonction appliquée en chaque pixel de l'image de contexte pour obtenir l'image à dynamique réduite est positive, linéaire par morceaux et non décroissante, et ou les coefficients qui multiplient en chaque pixel l'image des détails pour obtenir l'image des détails rehaussés sont calculés 10 en appliquant une fonction positive, constante par morceaux, en chaque pixel de l'image de contexte - les coefficients étant inférieurs à 1 si le contraste à leur endroit est à réduire, égaux à 1 si le contraste à leur endroit est à maintenir tel quel, et supérieurs à 1 si le contraste à leur endroit est à rehausser. 5 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que - la compression de la dynamique est réalisée par une fonction positive et non décroissante, caractérisée par deux paramètres ajustable par l'utilisateur, WW qui contrôle le gain différentiel maximal et WC qui définit le niveau de gain différentiel maximal dans la dynamique de départ. 6 - Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce que - on modifie (y) les traitements des images de contexte et des détails en fonction de la valeur WW sélectionnée par l'utilisateur. 7 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que - le calcul des deux fonctions utilisées pour modifier les images de contexte et des détails sont prédéfinis comme fonctions de proportion de tissu fibro-glandulaire, et sont adaptées par une procédure de calibration à chaque image d'épaisseur radiologique.