Brevet FR2903211A1 — publié le 20080104

L'invention concerne un procédé et un dispositif de correction d'une radiographie numérique d'une partie du corps d'un patient, contenant un implant. Un domaine d'application de l'invention est la radiologie médicale, et en particulier la mammographie. D'une manière générale, ce procédé et ce dispositif ont pour but de faciliter la lecture d'images obtenues en utilisant une technologie d'imagerie numérique, en permettant à un praticien d'accéder d'un seul coup d'oeil, et si possible sans réglage, 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 parties de l'image. Le document FR-A-2 847 698 décrit un procédé de gestion de la dynamique d'une image radiologique numérique, dans lequel une image des épaisseurs radiologiques est filtrée 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. L'image de contexte est traitée par une première table calculée à partir de l'image des épaisseurs radiologiques pour obtenir une image à dynamique réduite. L'image de contexte est également traitée 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. L'image dynamique réduite et l'image des détails rehaussés sont additionnées, puis comprimées pour faire tenir leur dynamique dans la dynamique d'un imageur ayant une petite dynamique. Ce procédé est adapté aux radiographies habituelles, dans lesquelles il n'existe pas d'objet étranger à la partie du corps visualisé. Ce procédé comporte cependant certaines limitations lorsqu'on visualise une partie du corps contenant un implant, ces limitations empêchant son application directe à tous les cas et pouvant même provoquer des artéfacts de visualisation. Or, de plus en plus de personnes se font poser des implants, et 30 notamment de plus en plus de femmes se font poser des implants mammaires. Dans une radiographie, un implant se manifeste par une zone brillante, qui éblouit le radiologue. En effet, la dynamique des systèmes connus 2903211 2 n'est pas adaptée à une image ayant une plus grande dynamique du fait de la présence d'un implant. De plus, les implants peuvent empêcher de voir sur la radiographie les tissus situés au-dessus ou au-dessous de celui-ci dans la direction de pénétration 5 des rayons X. Un implant atténue fortement les rayons X. Ainsi, un implant empêche souvent d'avoir une vue claire des tissus mammaires, en particulier si c'est un implant rétroglandulaire en silicone. Une tumeur peut ne pas être visible si elle est couverte par l'implant. Une solution souvent utilisée en pratique consiste à reculer l'implant 10 manuellement pour faire une mammographie de la zone laissée libre du sein. Toutefois, cette manipulation a des limites, du fait qu'elle est douloureuse pour la femme, qu'elle peut être dangereuse pour elle et qu'elle risque de rompre l'implant à l'intérieur du sein. Les mammographies sont habituellement réalisées en comprimant le 15 sein entre un plateau inférieur et un plateau supérieur. Toutefois, un sein contenant un implant ne peut pas être beaucoup comprimé et, par conséquent, les tissus mammaires seront moins étalés, ce qui peut produire une superposition de zones denses ou de microcalcifications, qui seront alors difficiles à voir sur la mammographie. 20 La qualité des images de parties du corps contenant un implant n'est donc pas assez bonne. En particulier, dans le cas de mammographie, les radiologues ont besoin de plus d'informations aussi bien sur la partie glandulaire du sein que dans la zone située à l'intérieur et autour de l'implant mammaire. Afin de visualiser le plus de tissus mammaires possibles, les femmes 25 ayant des implants mammaires subissent quatre mammographies additionnelles, dites "d'Eklund", dans lesquelles l'implant est déplacé en le reculant contre la paroi thoracique et en tirant le sein vers l'avant, pour mieux visualiser la partie avant du sein. Cette méthode de déplacement d'implant ne donne toutefois pas le succès attendu pour les femmes ayant des contractures, c'est-à-dire ayant des tissus durs dans le sein autour de l'implant. Un premier objectif de l'invention est d'obtenir un procédé et un dispositif permettant de pallier les inconvénients de l'état de la technique et permettant d'améliorer les radiographies d'une partie du corps contenant un ou plusieurs implants. 2903211 3 Une autre solution pour résoudre les problèmes causés par les objets étrangers opaques dans les radiographies, tels que des implants, consiste à traiter indépendamment chaque objet de l'image. La présence d'objets doit être détectée dans l'image afin d'identifier le 5 type de traitement que l'image doit subir. Cette détection peut être effectuée soit en retirant une information significative du système d'acquisition ou par des procédés de reconnaissance de forme n'utilisant que des techniques de traitement d'image. Puis, une segmentation précise de l'objet opaque sera appliquée à l'image, en prenant garde de ne pas inclure d'autres parties du corps dans les limites 10 de l'objet, telles que des parties des tissus du sein dans le cas d'une mammographie d'un sein contenant un implant. Enfin, chacune des classes d'objet subit un traitement indépendant. Le sein sera traité avec les algorithmes habituels. Les objets sans valeur clinique, tels que par exemple des marqueurs, 15 des dispositifs de compression, des dispositifs de positionnement par stéréotaxie, seront soit atténués, soit simplement occultés pour éviter d'éblouir le radiologue. Les régions segmentées et délimitées comme correspondant à l'implant dans l'image peuvent être traitées de différentes manières, par exemple en étant remplacées par une zone noire ou en étant atténuées. 20 Si l'on souhaite masquer l'implant dans l'image, il faut détecter exactement la localisation de l'implant dans celle-ci. Un simple seuillage se révèle insuffisant, étant donné que la luminosité de l'implant est élevée mais peut être toutefois plus basse que certaines parties très denses des tissus de la partie du corps radiographiée, telle que par exemple la partie glandulaire d'un sein dans le cas d'une 25 mammographie. Par conséquent, un deuxième objectif de l'invention est de fournir un procédé de segmentation plus élaboré pour détecter un implant dans une image radiographique, et en particulier dans une mammographie. Un premier objet de l'invention est un procédé de correction d'une 30 mammographie numérique d'un sein contenant un implant, l'information étant représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus hautes ou plus basses par rapport à un fond, caractérisé en ce que, dans un calculateur, - on détecte dans l'histogramme des intensités lumineuses de la mammographie un premier pic adipeux, on calcule une première valeur d'intensité lumineuse correspondant au premier pic adipeux, on détecte dans l'histogramme des 2903211 4 intensités lumineuses de la mammographie un deuxième pic correspondant à la présence de l'implant, on calcule une deuxième valeur d'intensité lumineuse, correspondant au deuxième pic d'implant, - on décompose la mammographie en une composante d'image 5 basses fréquences et une composante d'image hautes fréquences, - on applique à la composante d'image basses fréquences, pour obtenir une composante d'image basses fréquences traitée, une première fonction de correction comportant : • dans le premier cas où l'information du sein est représentée dans la 10 mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus hautes par rapport à un fond, une atténuation d'implant pour les intensités lumineuses situées au moins en et aux alentours du pic d'implant, par rapport à la première fonction appliquée aux autres intensités lumineuses situées entre la première valeur et la deuxième valeur, 15 • dans le deuxième cas où l'information du sein est représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus basses par rapport à un fond, une amplification d'implant pour les intensités lumineuses situées au moins en et aux alentours du pic d'implant, par rapport à la première fonction appliquée aux autres intensités lumineuses situées entre la première valeur et la 20 deuxième valeur, - on restitue la mammographie corrigée sur la base de la composante basses fréquences traitée et de la composante hautes fréquences. Suivant d'autres caractéristiques de l'invention, - dans le premier cas, l'atténuation de la première fonction de 25 correction est appliquée aux intensités lumineuses de la composante d'image basses fréquences, qui sont supérieures ou égales à une troisième valeur d'intensité lumineuse prédéterminée et comprise entre la première valeur d'intensité lumineuse du pic adipeux et la deuxième valeur d'intensité lumineuse du pic d'implant, et • dans le deuxième cas, l'amplification de la première fonction de 30 correction est appliquée aux intensités lumineuses de la composante d'image basses fréquences, qui sont inférieures ou égales à une troisième valeur d'intensité lumineuse prédéterminée et comprise entre la première valeur d'intensité lumineuse du pic adipeux et la deuxième valeur d'intensité lumineuse du pic d'implant. - la troisième valeur d'intensité lumineuse est calculée comme 35 correspondant à la vallée la plus basse ayant été détectée dans l'histogramme des intensités lumineuses de la mammographie, pour les valeurs d'intensité lumineuse, 2903211 5 qui sont inférieures à la deuxième valeur d'intensité lumineuse du pic d'implant dans le premier cas et qui sont supérieures à la deuxième valeur d'intensité lumineuse du pic d'implant dans le deuxième cas. - Dans le premier cas, l'atténuation de la première fonction de 5 correction de la composante basses fréquences comporte une partie décroissante pour les intensités lumineuses comprises entre la troisième valeur d'intensité lumineuse et la deuxième valeur d'intensité lumineuse du pic d'implant et une partie sensiblement constante pour les valeurs d'intensité lumineuse supérieures ou égales à la deuxième valeur d'intensité lumineuse du pic d'implant, 10 dans le deuxième cas, l'amplification de la première fonction de correction de la composante basses fréquences comporte une partie décroissante pour les intensités lumineuses comprises entre la troisième valeur d'intensité lumineuse et la deuxième valeur d'intensité lumineuse du pic d'implant et une partie sensiblement constante pour les valeurs d'intensité lumineuse inférieures ou égales à 15 la deuxième valeur d'intensité lumineuse du pic d'implant. - Dans le premier cas, l'atténuation de la première fonction de correction de la composante basses fréquences comporte une partie sensiblement constante et égale à la valeur moyenne d'intensité lumineuse du pic adipeux, divisée par la valeur moyenne d'intensité lumineuse du pic d'implant, 20 dans le deuxième cas, l'amplification de la première fonction de correction de la composante basses fréquences comporte une partie sensiblement constante et égale à la valeur moyenne d'intensité lumineuse du pic adipeux, divisée par la valeur moyenne d'intensité lumineuse du pic d'implant. - Ladite première fonction de correction de la composante basses 25 fréquences comporte un plateau multipliant par un coefficient sensiblement constant les intensités lumineuses comprises entre la première valeur d'intensité lumineuse du pic adipeux et la troisième valeur d'intensité lumineuse. - La première fonction de correction de la composante d'image basses fréquences comporte : 30 • dans le premier cas, un rehaussement pour les valeurs d'intensité lumineuse inférieures à la première valeur du pic adipeux, • dans le deuxième cas, une autre atténuation pour les valeurs d'intensité lumineuse supérieures à la première valeur du pic adipeux. - Dans le premier cas, le rehaussement est décroissant pour les 35 valeurs d'intensité lumineuse inférieures à la première valeur du pic adipeux, 2903211 6 • dans le deuxième cas, l'autre atténuation est décroissante pour les valeurs d'intensité lumineuse supérieures à la première valeur du pic adipeux. On applique à la composante d'image hautes fréquences, pour obtenir une composante d'image hautes fréquences traitée, une deuxième fonction 5 de correction comportant : dans le premier cas, une atténuation pour les valeurs d'intensité lumineuse inférieures ou égales à la première valeur d'intensité lumineuse du pic adipeux par rapport à la deuxième fonction appliquée aux valeurs d'intensité lumineuse supérieures à cette première valeur d'intensité lumineuse, 10 dans le deuxième cas, une amplification pour les valeurs d'intensité lumineuse supérieures ou égales à la première valeur d'intensité lumineuse du pic adipeux par rapport à la deuxième fonction appliquée aux valeurs d'intensité lumineuse inférieures à cette première valeur d'intensité lumineuse. Un autre objet de l'invention est un dispositif de correction d'une 15 mammographie numérique d'un sein contenant un implant, l'information étant représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus hautes ou plus basses par rapport à un fond, caractérisé en ce que le dispositif comporte un calculateur comportant - un moyen pour détecter dans l'histogramme des intensités 20 lumineuses de la mammographie un premier pic adipeux, un moyen pour calculer une première valeur d'intensité lumineuse correspondant au premier pic adipeux, un moyen pour détecter dans l'histogramme des intensités lumineuses de la mammographie un deuxième pic correspondant à la présence de l'implant, un moyen pour calculer une deuxième valeur d'intensité lumineuse, correspondant au 25 deuxième pic d'implant, - un moyen pour décomposer la mammographie en une composante d'image basses fréquences et une composante d'image hautes fréquences, un moyen pour appliquer à la composante d'image basses fréquences, pour obtenir une composante d'image basses fréquences traitée, une 30 première fonction de correction comportant : • dans le premier cas où l'information du sein est représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus hautes par rapport à un fond, une atténuation d'implant pour les intensités lumineuses situées au moins en et aux alentours du pic d'implant, par rapport à la première fonction 35 appliquée aux autres intensités lumineuses situées entre la première valeur et la deuxième valeur, 2903211 7 • dans le deuxième cas où l'information du sein est représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus basses par rapport à un fond, une amplification d'implant pour les intensités lumineuses situées au moins en et aux alentours du pic d'implant, par rapport à la première fonction 5 appliquée aux autres intensités lumineuses situées entre la première valeur et la deuxième valeur, - un moyen pour restituer la mammographie corrigée sur la base de la composante basses fréquences traitée et de la composante hautes fréquences. Un deuxième objet de l'invention est un procédé de segmentation 10 d'un implant dans une image radiographique d'une partie du corps d'un patient, contenant cet implant, en vue du traitement ultérieur de la partie segmentée de l'image, correspondant à l'implant, caractérisé en ce que le procédé comprend les étapes suivantes, exécutées par un calculateur : - lissage de l'image par un premier filtre passe-bas de diminution du 15 bruit, pour obtenir une image lissée, -application d'un deuxième filtre de dérivation spatiale non directionnelle à l'image lissée, pour obtenir une image filtrée, seuillage des pixels de l'image filtrée au-dessus d'un premier seuil supérieur et/ou au-dessous d'un deuxième seuil inférieur, pour obtenir une image 20 seuillée, -sélection d'au moins un contour obtenu dans l'image seuillée, pour délimiter la partie segmentée de l'image correspondant à l'implant. Suivant d'autres caractéristiques de l'invention, - Le lissage de l'image est effectué par un premier filtre passe-25 bas gaussien. - Le deuxième filtre de dérivation spatiale non directionnelle appliqué à l'image lissée est un filtre laplacien. - Le lissage de l'image est effectué par un premier filtre passe-bas gaussien et le deuxième filtre de dérivation spatiale non directionnelle appliqué 30 à l'image lissée est un filtre laplacien, le premier filtre gaussien et le deuxième filtre laplacien formant un filtre global LoG selon la fonction : S2+ 2 2 2 LoG(x, y) =û 1 4 1û x+ y e 2 2 7t6 26 où x et y sont respectivement les abscisses et les ordonnées des pixels de l'image et 6 est l'écart-type du filtre gaussien. 2903211 8 - On recherche les passages par zéro de l'image filtrée, affectée de la norme du gradient calculée sur cette image filtrée, pour présélectionner au moins un contour. - Le seuillage de l'image filtrée est un seuillage par hystérésis, 5 comportant un premier seuil supérieur et une deuxième seuil inférieur, le seuillage de l'image filtrée comprenant de retenir les pixels ayant une valeur de luminosité supérieure ou égale au premier seuil supérieur, de ne pas retenir les pixels ayant une valeur de luminosité plus petite que le deuxième seuil inférieur et de retenir les pixels, qui ont une valeur de luminosité comprise entre le premier seuil supérieur et 10 le deuxième seuil inférieur et qui sont connexes à au moins un pixel ayant une valeur de luminosité supérieure ou égale au premier seuil supérieur. - On modifie le ou les seuils utilisés lors de l'étape de seuillage si la partie segmentée ayant été obtenue ne satisfait pas à au moins un critère calculé, et on réapplique les étapes de seuillage et de sélection pour obtenir une nouvelle partie 15 segmentée. -Ladite modification du seuil comprend au moins la modification du deuxième seuil inférieur. - Si ledit critère n'est pas satisfait après un nombre prédéterminé de modifications ou après avoir baissé jusqu'à un minimum le deuxième seuil 20 inférieur, on effectue des dilatations suivies d'érosions, de tailles croissantes, sur l'image seuillée, jusqu'à obtenir un contour fermé pour délimiter la partie segmentée. - Le critère est au moins l'un du groupe constitué de : l'appartenance de l'aire de la partie segmentée à un intervalle d'aire 25 rapporté à l'aire estimée de la partie du corps dans l'image, la variance de la partie segmentée inférieure à un seuil de variance. - L'étape de sélection d'au moins un contour obtenu dans l'image seuillée, est effectuée automatiquement par comparaison à des modèles de région définies par des fonctions de référence préenregistrées. 30 - On applique à la partie segmentée obtenue de l'image un traitement consistant à appliquer un masque d'occultation de cette partie segmentée dans l'image initiale. On applique à la partie segmentée obtenue de l'image un traitement consistant à repérer son contour sur l'image initiale. 2903211 9 Préalablement à l'étape de lissage, on applique une étape de linéarisation dynamique à l'image, étendant la dynamique des zones claires par rapport à la dynamique des zones sombres de l'image. -L'étape de linéarisation dynamique applique une fonction de 5 distribution cumulative à l'histogramme de l'image. - Préalablement à l'étape de lissage, on applique à l'image au moins une étape de filtrage anisotropique pour diminuer le bruit. - L'étape de filtrage anisotropique applique aux pixels u(s,t) précédents de l'image un filtre fournissant à l'itération suivante pour le pixel de 10 coordonnées s, un nouveau pixel u(s,t+At) de coordonnées s, défini par l'équation u(s,t + At) = u(s,t) + At * div (f (Il V u (s, t)II ).V u (s, t)), où V désigne l'opérateur gradient, div désigne l'opérateur de divergence, f est une fonction décroissante d'inhomogénéité, 15 At est un incrément prédéterminé, positif et non nul. - La fonction f décroissante d'inhomogénéité est une gaussienne. - Le nouveau pixel us(t+t) de l'itération suivante est égal à (t+t) At.f(up`) ùus`))up(t) +ust). 1ù Ec pe4-V-(s} pe4-V-{s} avec Cp = At. f uu p`~ ùus(l) = àt.2 2k2 20 où V est un voisinage de quatre pixels en 2 dimensions, us(t) est le pixel de coordonnées s de l'itération (t), k est une constante prédéterminée. - L'incrément prédéterminé At est supérieur à 0 et inférieur à 0,25. - On fait croître à l'intérieur des limites de la partie segmentée 25 obtenue, une région de masque depuis au moins un point de départ sélectionné, en itérant au moins une étape de croissance, chaque étape de croissance intégrant dans la région de masque les pixels, qui sont connexes à la région obtenue à l'itération précédente et qui ont des valeurs de luminosité suffisamment proches de celles de la région obtenue à l'itération précédente. 30 - Le point de départ de la croissance de la région de masque est obtenu par : 2903211 10 - seuillage simple de l'image au-dessus d'un seuil de luminosité, qui est inférieur au maximum de luminosité sur les pixels de l'image, pour obtenir une première zone de l'image, - érosion puis dilatation de la première zone pour obtenir une 5 deuxième zone, dont on prend le centre de gravité comme point de départ de la croissance de la région de masque. Un autre objet de l'invention est un dispositif de segmentation d'un implant dans une image radiographique d'une partie du corps d'un patient, contenant cet implant, en vue du traitement ultérieur de la partie segmentée de l'image, 10 correspondant à l'implant, caractérisé en ce qu'il comprend un calculateur comportant des moyens pour la mise en oeuvre du procédé de segmentation tel que décrit ci-dessus. L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui va suivre, donnée uniquement à titre d'exemple non limitatif en référence aux dessins 15 annexés, sur lesquels : - la figure 1 est une vue schématique en coupe verticale d'un sein contenant un implant, - la figure 2 représente en coupe verticale un dispositif servant à la compression du sein pour la réalisation d'une mammographie, 20 - la figure 3 représente un histogramme des intensités lumineuses d'une mammographie d'un sein contenant un implant, ainsi que des fonctions servant à la correction de la mammographie, - la figure 4 est un synoptique modulaire des différentes étapes mises en oeuvre dans le procédé et le dispositif de correction suivant l'invention, 25 - la figure 5 représente un diagramme comportant en ordonnées des intensités lumineuses en différents endroits de la mammographie en abscisse, à gauche avant le traitement par le procédé de correction suivant l'invention et à droite après le traitement par le procédé de correction suivant l'invention, et - la figure 6 représente un organigramme d'un mode de mise en 30 oeuvre préféré du procédé de segmentation d'une radiographie suivant l'invention. A la figure 1, un sein S comporte des tissus adipeux A sous-cutanés et, devant un muscle pectoral M et derrière des tissus glandulaires G, un implant IM mammaire. L'implant IM peut être de différents types. L'implant IM peut être 35 une prothèse en silicone se composant d'une enveloppe d'élastomère préremplie d'un gel de silicone clair, collant et épais, dont la consistance s'apparente à celle du 2903211 Il tissu mammaire, avec une surface lisse ou rugueuse et par exemple, dans ce dernier cas, texturée pour réduire le taux de contractures capsulaires. L'implant IM peut également être en sérum physiologique, contenant une solution saline stérilisée. 5 L'implant IM peut également être à deux enveloppes, l'une à l'intérieur de l'autre. L'enveloppe intérieure est par exemple préremplie de gel de silicone et l'enveloppe extérieure est remplie de solution saline, ou inversement. Ces implants sont dits "à double lumière". On réalise la mammographie du sein par un appareillage classique de 10 radiologie à rayons X, produisant une image numérique. Le phénomène radiologique d'acquisition d'image est du type I=Io exp(- x), où I est l'intensité lumineuse brute, Io est une constante, x est l'épaisseur radiologique, c'est-à-dire l'épaisseur du sein traversé par les rayons X et est la densité radiologique en chaque pixel de l'image. I est le signal réellement mesuré 15 par un détecteur radiologique électronique, ou éventuellement relevé à partir d'un cliché radiographique numérisé. Le sein est par exemple comprimé à la figure 2 entre une plaque supérieure P2 et une plaque inférieure Pl pour avoir une épaisseur x constante entre ces plaques P2 et P1 sur sa partie arrière PA située près du muscle M, c'est-à-dire sauf sur son bord avant B. Les rayons X sont dirigés suivant la 20 direction x des épaisseurs radiologiques, en allant de la plaque P2 vers la plaque P1. On a donc x=ln(Io)-ln(I), où ln est la fonction logarithme népérien. Suivant un mode de réalisation préféré, l'image I des intensités lumineuses brutes, acquise par l'appareillage, est transformée par un circuit 9 en une image X d'épaisseur radiologique suivant la direction x des rayons X, suivant 25 l'équation X = -ln(I) + ln (Io) Cette image X transformée par la fonction (ùln) est l'image qui est traitée dans ce qui suit. Dans cette image X, les informations du sein sont représentées par des intensités lumineuses plus hautes qu'un fond noir apparaissant 30 en l'absence de partie du corps radiographiée et représentent un premier cas d'application de l'invention. Bien entendu, dans la mesure où la transformation opérée par le circuit 9 est monotone, les traitements effectuées sur l'image X transformée peuvent également être faits directement sur l'image brute I, avec les adaptations 35 correspondantes. Dans le deuxième cas de cette image brute I, les informations du 2903211 12 sein sont représentées par des intensités lumineuses plus basses qu'un fond blanc apparaissant en l'absence de partie du corps radiographiée. Dans la mesure où la transformation opérée sur l'image brute I des intensités lumineuses pour obtenir l'image X des épaisseurs radiologiques est 5 décroissante, une amplification de l'image X ayant été transformée revient à atténuer l'image I brute non transformée, et une atténuation de l'image X ayant été transformée revient à amplifier l'image I brute non transformée, l'ordre des intensités lumineuses étant inversé entre l'image I brute non transformée et l'image X des épaisseurs radiologiques. 10 A la figure 3, les valeurs d'intensité lumineuse de l'image X des épaisseurs radiologiques se retrouvent en abscisse de l'histogramme H en haut de cette figure 3 et sont appelées intensités lumineuses X de la mammographie dans ce qui suit, dans le premier cas indiqué ci-dessus. L'histogramme H des intensités lumineuses X est calculé 15 automatiquement par tout moyen de calcul approprié, tel qu'un calculateur d'un ordinateur. Ce moyen de calcul comporte un moyen de détection d'un premier pic F correspondant aux tissus adipeux A dans l'histogramme H, et un moyen de détection d'un deuxième pic PI correspondant à l'implant IM dans l'histogramme H. 20 Le premier pic adipeux F permet d'obtenir une première valeur OF d'intensité lumineuse correspondant à ce pic F et le deuxième pic PI d'implant permet d'obtenir une deuxième valeur d'intensité lumineuse 02 correspondant à ce deuxième pic PI. La deuxième valeur d'intensité lumineuse 02 du pic d'implant PI est plus grande que la première valeur OF du pic adipeux, le pic PI étant par exemple plus haut que le pic 25 F. Le pic PI d'implant est par exemple déterminé par le fait qu'il correspond au pic le plusélevé de l'histogramme H et à la valeur 02 d'intensité lumineuse la plus élevée parmi les plus grands pics détectés dans l'histogramme H. L'image X est décomposée en une composante basses fréquences XLp 30 et une composante hautes fréquences XHp. Par exemple, dans le mode de réalisation représenté à la figure 4, l'image X est envoyée à un filtre 10 passe-bas spatial, produisant à partir de l'image X une image XLp de contexte. L'image XLp de contexte est envoyée à l'entrée inverseuse d'un soustracteur 11 recevant sur son entrée non inverseuse l'image X, 35 pour produire à sa sortie une composante d'image hautes fréquences XHp, avec l'équation : 2903211 13 X = XLp + XHP La composante d'image basses fréquences XLp est envoyée à un filtre 15 appliquant une première fonction de correction, dénommée a aux figures, aux pixels de cette composante d'image basses fréquences XLp. 5 Cette première fonction a de correction comporte une atténuation ATT des valeurs d'intensité lumineuse de la composante basses fréquences XLp pour les valeurs d'intensité lumineuse situées au voisinage de la deuxième valeur d'intensité lumineuse 02 du pic d'implant PI. Dans un mode de réalisation préféré, l'atténuation ATT est appliquée 10 aux valeurs d'intensité lumineuse supérieures ou égale à une troisième valeur 01 d'intensité lumineuse déterminée, elle-même comprise entre la première valeur OF d'intensité lumineuse du pic adipeux F et la deuxième valeur 02 d'intensité lumineuse du pic d'implant PI, et par exemple plus proche de cette deuxième valeur 02 que de la première valeur OF. Cette troisième valeur 01 est par exemple détectée 15 dans l'histogramme H comme étant située dans la vallée la plus proche ou la plus basse du pic d'implant PI sous la deuxième valeur 02 d'intensité lumineuse de ce pic d'implant PI, par tout moyen approprié. L'atténuation ATT présente multiplie les intensités lumineuses supérieures à la troisième valeur 01 par des coefficients inférieurs à celui ou ceux 20 appliqué(s) aux intensités lumineuses inférieures à cette troisième valeur 01. Dans un mode de réalisation préféré, la première fonction a de correction de la composante basses fréquences XLp de l'image X possède un premier plateau P 1 de valeur constante, par exemple égale sensiblement à 1 et ne modifiant pas sensiblement les valeurs d'intensité lumineuse comprises entre la première 25 valeur OF du pic adipeux F et la troisième valeur 01 d'intensité lumineuse. Cette fonction ATT d'atténuation est par exemple composée d'une fonction décroissante ATT1 de la troisième valeur 01 d'intensité lumineuse à la deuxième valeur 02 d'intensité lumineuse du pic d'implant PI et à une fonction ATT2 sensiblement constante à an,;n pour les valeurs d'intensité lumineuse 30 supérieures ou égales à la deuxième valeur 02 du pic d'implant PI, cette fonction constante amui étant inférieure au coefficient multiplicatif, égal à 1 dans l'exemple précédent du plateau P1, valable entre la première valeur OF et la troisième valeur 01. Suivant un mode de réalisation préféré, la valeur minimale an,;n de 35 correction de la composante basses fréquences XLp est égale à la valeur moyenne des intensités lumineuses dans le pic adipeux F, sensiblement égale ou égale à la 2903211 14 première valeur OF d'intensité lumineuse, divisée par la deuxième valeur 02 d'intensité lumineuse du pic d'implant PI, selon l'équation : Amin = OF / 02 Ainsi que cela est représenté sur la partie gauche de la figure 5, les 5 pixels de l'implant IM clans l'image X ont des intensités lumineuses beaucoup plus élevées que les pixels voisins appartenant aux tissus adipeux F. La fonction d'atténuation ATT permet de ramener les pixels de l'implant IM à des intensités lumineuses globalement du même niveau que celles des pixels des tissus adipeux F, ainsi que cela est représenté sur la partie droite de la 10 figure 5. Suivant un mode de réalisation préféré de l'invention, la fonction a de correction comporte également un rehaussement R des intensités lumineuses situées sous la première valeur OF d'intensité lumineuse du pic adipeux F. On compense ainsi la diminution d'épaisseur au bord B du sein. 15 On multiplie dans le module 15 la composante basses fréquences XLP par la fonction a de correction, en fonction de la valeur XLP des intensités lumineuses des pixels de celle-ci, pour obtenir une composante d'image basses fréquences traitée X'LP. La composante hautes fréquences XHP de l'image est également 20 traitée par une deuxième fonction de correction (3, qui est déterminée dans un filtre 13 de correction recevant en entrée la composante basses fréquences XLP. Les valeurs prises par la deuxième fonction de correction 13 pour chaque pixel de la composante hautes fréquences XHP de l'image sont déterminées dans le filtre 13 de correction en fonction de la valeur d'intensité lumineuse prise à 25 l'endroit de ce pixel dans la composante basses fréquences XLP. En chaque pixel P de l'image hautes fréquences XHP, la composante haute fréquence XHP sera donc traitée par la fonction 13 selon l'équation : X'Hp(P) = R(XLP(P)) • XHP(P) Cette deuxième fonction (3(XLP) de correction comporte par exemple 30 une fonction d'atténuation, par exemple croissante, pour les valeurs d'intensité lumineuse de la composante basses fréquences XLP, inférieure à la première valeur OF du pic adipeux F, par rapport à un deuxième plateau P2 constant et par exemple égal à 1 pour les valeurs d'intensité lumineuse supérieures ou égales à cette première valeur OF du pic adipeux F. 35 Les valeurs d'intensité lumineuse des pixels de la composante hautes fréquences XHP de l'image sont multipliées par cette deuxième fonction 13 de 2903211 15 correction issue du filtre 13 dans un module multiplicateur 12, pour obtenir une composante hautes fréquences traitée X'HP de l'image. a dépend de XLP et (3 dépend de XHP, les valeurs de a et de [3 étant par exemple préenregistrées dans des tables de correspondance LUT (en anglais look-5 up table ) dans les modules 15 et 13. Puis, la composante basses fréquences traitée X'LP et la composante hautes fréquences traitée X'HP sont additionnées dans un additionneur 14 pour fournir une image mammographique corrigée Y. On a donc Y=a.XLP+(3.XHP 10 On voit donc sur la partie droite de la figure 5, que dans l'image Y obtenue, la luminosité de l'implant IM est diminuée et que le contraste local, aussi bien dans l'implant IM que dans les tissus adipeux A (contraste local CLY pour l'image Y sur la partie droite de la figure 5), est augmenté par rapport à l'image X (contraste local CLX pour l'image X sur la partie gauche de la figure 5). 15 Ensuite, on restitue la mammographie sur la base de l'image traitée Y, par tout moyen approprié. A cet effet, la mammographie est par exemple affichée sur un écran, enregistrée ou autre. La première fonction a de correction de la composante basses fréquences XLP est par exemple décroissante en fonction des valeurs d'intensité 20 lumineuse, tandis que la deuxième fonction f3 de correction de la composante hautes fréquences XHP est non décroissante en fonction des valeurs de la composante basses fréquences XLP. Dans le mode de mise en oeuvre du procédé de segmentation, représenté à la figure 6, l'image I acquise par un système de radiographie classique 25 aux rayons X est d'abord sous-échantillonnée, par exemple d'un facteur 4, au cours d'une première étape S 1. Puis, au cours d'une deuxième étape S2, l'image subit une linéarisation dynamique. En effet, l'intensité lumineuse apparaissant sur une mammographie 30 ou une radiographie est calculée selon la formule I = f e-'`dx, ce qui résulte en une faible dynamique pour les forts signaux. La linéarisation a pour but d'aplatir l'histogramme des intensités lumineuses de l'image. Pour une image qui présente un pic dans les niveaux clairs, comme c'est le cas pour le pic PI d'implant, la linéarisation étend la dynamique de la 35 zone claire au détriment de celle de la zone sombre. La transformation qui permet de s'approcher au mieux d'une distribution uniforme des valeurs de luminosité peut 2903211 16 être obtenue par une fonction de distribution cumulative (FDC) ou histogramme cumulé, c'est-à-dire l'intégrale de l'histogramme originel de l'image radiographique. La procédure de linéarisation peut se résumer par : g' (x, y) = (gmax û gmin )P(g(x, y)) + gmin 5 où g est l'image radiographique originelle, P(g(x, y)) est la fonction de distribution cumulative de g, gmin et gmax sont les niveaux de gris extrêmes de g. Puis, au cours d'une troisième étape S3, on augmente la largeur de l'image, pour limiter les effets de bords lors du filtrage ultérieur. L'image est complétée à gauche et à droite en répétant la première et la dernière colonne de 10 l'image initiale. Il est ensuite effectué une quatrième étape S4, au cours de laquelle on élimine du bruit de l'image par un filtrage anisotropique. Le filtrage anisotropique est un procédé de lissage non linéaire, permettant d'enlever des détails non significatifs tout en préservant les contours. 15 Le principe de fonctionnement de ce filtre anisotropique tente par exemple de reproduire le phénomène de diffusion anisotropique de la chaleur, pour préserver les contrastes de l'image, selon l'équation ci-dessous : au(s,t) := div(f( Vu(s,t)).Vu(s,t)) at où V désigne l'opérateur gradient et div désigne l'opérateur de 20 divergence, c'est-à-dire la somme des dérivées partielles, où f modélise une fonction d'inhomogénéité du domaine de propagation, s représente un site spatial, t représente le temps, u représente la quantité de chaleur. Pour conserver au mieux les contours, on choisit de préférence une 25 fonction f décroissante, provoquant un lissage faible au voisinage des contours (gradient élevé) et un lissage fort sinon (gradient et divergence faibles). Dans une zone de gradient faible, l'opérateur tendra à fonctionner comme un filtre linéaire à réponse impulsionnelle étendue, tandis qu'inversement, dans une zone à gradient élevé, la réponse impulsionnelle équivalente sera 30 concentrée autour de l'origine. L'équation discrétisée selon le temps de propagation de la chaleur donne lieu au calcul itératif suivant : u(s, t + At) = u(s, t) + Ot.div(f (l V u(s, t)I,).V u(s, t)) 2903211 17 En discrétisant les opérateurs différentiels sur un voisinage V de par exemple quatre pixels de voisinage en 2 dimensions, et en prenant comme fonction f une gaussienne, l'équation de filtrage devient : ut+,> = ust) + At.[f (u(t) (i -1, J) ù ust) )(lit) (i -1, i) ù ust) 5 + At.[ f(u(t) (i + 1, i) ù u(st))(u(t) (i + 1, i) ù u(t) )] + At.[ f (u(t) (i, J -1) - u u(t) (i, J -1) - ut))J + At.[ f (u(t) (i, j + 1) ù ust) )(u(t) (i, J + 1) ù u(t) )j Avec les conventions suivantes : s = (i, j) en 2 dimensions et u, = u(' (i, j) (I) 10 (r+l) = E At.f (u(t) ùu(t))u(t) +u( p s p s p{4ùVù(s} avec CP = At. f uP ù u(t) ) Si on choisit comme fonction U(1)(1) P Cp = At.e 2k2 Le paramètre k est de l'ordre de l'amplitude des contours à préserver. 15 At est inférieur à 0.25 pour assurer la stabilité du résultat. (t) représente la t-ième itération du filtrage du pixel u(i, j) , s = (i, j) étant les coordonnées en deux dimensions du pixel u . Il est effectué plusieurs itérations successives du filtrage anisotropique des pixels de l'image, par exemple au moins une dizaine, pour que le 20 résultat du filtrage devienne visible. Puis, au cours d'une cinquième étape S5, l'image est filtrée par un filtre passe-bas pour être lissée afin d'améliorer l'immunité au bruit. On utilise par exemple pour ce lissage un filtre gaussien. Au cours de l'étape suivante S6, on refiltre l'image dans un autre 25 filtre de dérivation spatiale. Ce filtre de dérivation spatiale est non directionnel, pour donner des contours indépendants de l'orientation, contrairement aux opérateurs dérivatifs d'ordre 1 qui sont directionnels. Les étapes S5 et S6 peuvent également être effectuées simultanément. 1ECp pe4ùVù{s} f une gaussienne, on obtient : 2903211 18 Ce filtre de dérivation spatiale non directionnelle est par exemple un laplacien, utilisant la dérivée seconde de l'image, selon la formule : L(x,y) = V 2f(x,y) = 82f (2,y) + a2f (x 2, y) a.y Dans un mode de réalisation préféré, les étapes S5 et S6 appliquent à 5 l'image, dans le cas où le lissage de l'étape S5 est effectué avec un filtre gaussien, et dans le cas où l'étape S6 applique un filtre laplacien, un filtre global LoG, laplacien de gaussien, qui est calculé de la façon suivante : x'+Y2 1 2 2 x +y - 2vz LoG(x, y) = - X64 1û 26-2 e Où x et y sont respectivement les abscisses et les ordonnées des 10 pixels de l'image et 6 est l'écart-type du filtre gaussien. Puis, l'image filtrée au cours des étapes S5 et S6 peut être approximée par un masque de convolution, pouvant être par exemple de dimensions 9 x 9 dans l'exemple préféré décrit ci-dessus. Là où l'image est uniforme, le filtre LoG donnera zéro. Partout où se 15 produit une variation, le filtre LoG donnera une réponse positive du côté le plus sombre et négative du côté le plus clair. On peut ensuite rechercher les passages à proximité du zéro de l'image filtrée, affectés de la norme du gradient calculée au préalable sur cette image filtrée. 20 Ces passages par zéro sont présélectionnés ou ajoutés comme contours dans l'image, avant l'étape S7. Puis, au cours de l'étape S7, on seuille l'image filtrée, par exemple par un seuillage par hystérésis. Cette technique de seuillage utilise deux seuils : un seuil supérieur et un seuil inférieur. En dessous du seuil inférieur, on considère qu'il 25 ne s'agit pas d'un contour. Au dessus du seuil supérieur, on estime qu'il y a un contour sûr. Entre le seuil supérieur et le seuil inférieur, on ne garde comme pixels de contour que les pixels qui sont connexes à un pixel de contour sûr, c'est-à-dire connexe à un pixel situé au-dessus du seuil supérieur. Le seuil inférieur sert à s'immuniser contre le bruit et le seuil supérieur permet d'éliminer les faux contours 30 qui peuvent avoir été détectés. Dans le mode de réalisation préféré représenté à la figure 6, le seuil supérieur et/ou le seuil inférieur peuvent être modifiés pour recommencer l'étape S7. 2903211 19 L'étape S7 est suivie d'une étape S8 de sélection, au cours de laquelle on élimine des régions non susceptibles de correspondre à un contour d'implant. Par exemple, pour ce faire, on supprime les régions connexes trop petites, qui révèlent des petites régions insignifiantes, et éventuellement la plus grande région connexe si 5 elle est trop grande. On ne va garder que les régions qui touchent le bord de l'image correspondant à la latéralité, gauche ou droite, de l'image, avec un intervalle suffisant pour correspondre à un implant. Dans un mode de réalisation préféré, cette étape S8 de sélection d'un ou de plusieurs contours dans l'image seuillée est effectuée automatiquement en 10 comparant des régions délimitées par des contours présents dans l'image seuillée à des modèles de régions définies par des fonctions de référence, par exemple pour les différents types et formes d'implants, pour les aiguilles de biopsie ayant une taille, une élongation et une intensité moyenne caractéristiques. Un implant IM sera reconnu dans un contour de l'image seuillée, et ce contour sera retenu, par exemple 15 si la fonction appliquée à ce contour prend une valeur maximum. Au cours de l'étape S8, on sélectionne un ou plusieurs contours présents dans l'image seuillée pour délimiter la région correspondant à l'implant IM. On traite ensuite la partie ainsi délimitée de l'image, censée correspondre à l'implant IM. Dans ce qui suit, et d'une manière préférée, ce 20 traitement consiste à appliquer un masque sur la région de l'implant, ainsi délimitée par les contours sélectionnés. Au cours de l'étape S9 suivante de traitement, un masque est construit par croissance de région à l'intérieur du ou des contours délimitant la région ou partie segmentée de l'implant. 25 Le fonctionnement de cette croissance de région est par exemple le suivant : On choisit un point de départ qui appartient à la région concernée de l'image I au cours de l'étape S11. Les valeurs de luminosité des pixels connexes à ce point de départ 30 sont ensuite examinées. Si ces valeurs de pixels connexes au point de départ sont suffisamment proches de la valeur de luminosité de ce point de départ, ces nouveaux pixels sont intégrés à la région. Ce processus est recommencé de proche en proche pour les pixels connexes à ceux intégrés précédemment dans la région. La croissance est arrêtée quand les pixels voisins de la région ne 35 présentent pas suffisamment de ressemblances avec ceux déjà présents dans cette région. 2903211 20 Pour trouver le point de départ dans l'image I pour commencer la croissance d'une région, on cherche d'abord, au cours d'une étape S10 précédant l'étape S11, la première zone déterminée dans l'image I par un seuillage simple au-dessus d'un seuil de valeur de luminosité THR = max(image) û 8 où max(image) est le maximum de la valeur de luminosité des pixels de l'image, et 8 est une valeur positive non nulle prédéterminée. Puis on effectue sur la première zone une ouverture de taille 5 pour être sûr d'avoir une zone connexe dans l'implant, une ouverture consistant en une érosion suivie d'une dilatation. Une érosion utilise un élément structurant B, qui est par exemple un rectangle de pixels, ayant une taille prédéterminée. Soit Bk l'élément structurant, centré en un pixel k. L'érosion consiste à poser en chaque pixel k de la zone K d'une image L la question : " l'élément structurant Bk est-il contenu entièrement dans la zone K ?" L'ensemble des positions k de la zone K correspondant à une réponse positive (oui), c'est-à-dire les pixels k de la zone K pour lesquels l'élément structurant Bk est contenu entièrement dans la zone K, forme le nouvel ensemble K', appelé érodé de K par B, satisfaisant à l'équation : K'={kEK:Bk cK} 20 On note l'érosion par EB avec K' = EB(K) La dilation est l'opération duale de l'érosion. En prenant le même élément structurant Bk, on pose pour chaque pixel k la question : " l'élément structurant Bk touche-t-il l'ensemble K ?", c'est-à-25 dire y a-t-il une intersection non vide entre Bk et la zone K ? L'ensemble des pixels de l'image L correspondant aux réponses positives (oui), c'est-à-dire les pixels k de l'image L pour lesquels l'élément structurant Bk a une intersection non vide avec la zone K forme le nouvel ensemble K" des dilatés de K : 30 K"={kEL:BxnX≠Q} On note DB l'opération de dilatation avec K" = DB(K) Au cours de l'étape S11, on prend ensuite comme point de départ pour la croissance le centre de gravité de la deuxième zone ainsi trouvée par cette 35 ouverture, qui se situera alors de façon certaine à l'intérieur de l'implant. 5 10 15 2903211 21 Lors de l'étape S7, le seuillage par hystérésis renvoie des résultats entre -1 et 0, avec -1 représentant les contours. Lors de l'étape S9 de traitement, on applique la fonction de croissance de région à l'image obtenue suite à l'étape S8 de sélection, en déterminant l'intervalle dans lequel la région doit rester, qui est par 5 exemple de -0,9999 à 0. On obtient alors une nouvelle partie segmentée de l'image, qui doit correspondre à l'implant. Puis, au cours de l'étape S12, on examine la qualité du résultat obtenu par l'étape précédente S9 de traitement. S'il est estimé que le résultat n'est pas bon, sur la base d'un ou de 10 plusieurs critères calculés sur la partie segmentée obtenue, on modifie l'un ou plusieurs des seuils du seuillage effectué à l'étape S7, et par exemple d'une manière préférée, le seuil inférieur, et on réitère les étapes S7, S8 et S9 avec ce nouveau réglage du ou des seuils. Le ou les critères utilisés pour évaluer la qualité de la région 15 segmentée, censée correspondre à l'implant, peuvent être : - l'aire de la région segmentée, qui doit appartenir à un intervalle de valeurs par rapport à l'aire de la partie du corps, par exemple dans le cas d'une mammographie de 0,15 fois la surface du sein à 0,8 fois la surface du sein. Dans le cas où la surface de la région segmentée n'appartient pas à cet intervalle, la région 20 segmentée ne correspond pas à l'implant et on diminue alors le seuil supérieur du seuillage par hystérésis ; - la variance de la région segmentée sur l'image initiale I. Si cette variance est trop grande, c'est que la région segmentée inclut une région en plus de l'implant ; 25 - la valeur minimale de la région segmentée ; - la différence entre la valeur maximale et la valeur minimale dans la région segmentée. Tant que l'un ou l'autre de ces critères ne convient pas, on diminue le seuil inférieur du seuillage par hystérésis. 30 Si les critères ne sont toujours pas satisfaits après avoir baissé le plus possible le seuil inférieur du seuillage par hystérésis, ou après un nombre prédéterminé de modifications du ou des seuils, on peut reprendre les seuils initiaux de celui-ci, ou éventuellement légèrement diminuer le seuil supérieur, et effectuer des fermetures de tailles croissantes sur l'image seuillée, jusqu'à obtenir un contour 35 fermé. Une fermeture consiste en une dilatation suivie d'une érosion. 2903211 22 Enfin, il peut arriver que l'image soit prise en profil costal, c'est-à-dire que l'on distingue les os du thorax sur la mammographie, ainsi que l'implant dans sa totalité. Dans ce cas, l'implant est difficilement séparable des côtes qui ont elles aussi une très forte luminosité. De plus, pour ce type d'image, l'implant est 5 décalé par rapport au bord de l'image. Dans ce cas, il est alors impossible de ne sélectionner que les contours touchant les bords de l'image, ce qui complique le choix de la région susceptible de correspondre à l'implant. Lorsque l'étape S12 a permis de déterminer une qualité suffisante de l'image traitée par l'étape S9, on superpose la partie segmentée, formant un masque 10 sombre, avec l'image initiale I, cette région de masque correspondant à l'implant IM dans l'image initiale I et occultant l'implant dans l'image finale I'. L'image traitée peut alors être restituée par tout moyen approprié, par exemple affichée sur un écran, enregistrée ou autre. Dans un mode de réalisation, le procédé de segmentation, puis le 15 procédé de correction sont mis en oeuvre pour traiter une même image de départ. Ainsi, l'invention a également pour objet un procédé de segmentation et de correction. De même, un mode de réalisation du dispositif suivant l'invention est un dispositif de segmentation et de correction, comportant lesdits moyens mentionnés pour le dispositif de segmentation et lesdits moyens mentionnés pour le dispositif de 20 correction. REVENDICATIONS 1. Procédé de segmentation d'un implant dans une image radiographique d'une partie du corps d'un patient, contenant cet implant, en vue du traitement ultérieur de la partie segmentée de l'image, correspondant à l'implant, caractérisé en ce que le procédé comprend les étapes suivantes, exécutées par un calculateur : - lissage (S5) de l'image par un premier filtre passe-bas de diminution du bruit, pour obtenir une image lissée, -application (S6) d'un deuxième filtre de dérivation spatiale non directionnelle à l'image lissée, pour obtenir une image filtrée, -seuillage (S7) des pixels de l'image filtrée au-dessus d'un premier seuil supérieur et/ou au-dessous d'un deuxième seuil inférieur, pour obtenir une image seuillée, - sélection (S8) d'au moins un contour obtenu dans l'image seuillée, pour délimiter la partie segmentée de l'image correspondant à l'implant. 2. Procédé de segmentation d'un implant suivant la revendication 1, caractérisé en ce que le lissage (S5) de l'image est effectué par un premier filtre passe-bas gaussien. 3. Procédé de segmentation suivant la revendication 1, caractérisé en ce que le deuxième filtre (S6) de dérivation spatiale non directionnelle appliqué à 20 l'image lissée est un filtre laplacien. 4. Procédé de segmentation d'un implant suivant la revendication 1, caractérisé en ce que le lissage (S5) de l'image est effectué par un premier filtre passe-bas gaussien et le deuxième filtre (S6) de dérivation spatiale non directionnelle appliqué à l'image lissée est un filtre laplacien, le premier filtre 25 gaussien et le deuxième filtre laplacien formant un filtre global LoG selon la fonction : 2 y2 LoG(x, y) _ û 7r1 4 1û x 26-2 où x et y sont respectivement les abscisses et les ordonnées des pixels de l'image et o- est l'écart-type du filtre gaussien. 30 5. Procédé de segmentation selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que l'on recherche les passages par zéro de x2+y2 e 2o-2 2903211 24 l'image filtrée, affectée de la norme du gradient calculée sur cette image filtrée, pour présélectionner au moins un contour. 6. Procédé de segmentation selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que le seuillage (S7) de l'image filtrée est un 5 seuillage par hystérésis, comportant un premier seuil supérieur et une deuxième seuil inférieur, le seuillage (S7) de l'image filtrée comprenant de retenir les pixels ayant une valeur de luminosité supérieure ou égale au premier seuil supérieur, de ne pas retenir les pixels ayant une valeur de luminosité plus petite que le deuxième seuil inférieur et de retenir les pixels, qui ont une valeur de luminosité comprise 10 entre le premier seuil supérieur et le deuxième seuil inférieur et qui sont connexes à au moins un pixel ayant une valeur de luminosité supérieure ou égale au premier seuil supérieur. 7. Procédé de segmentation d'un implant suivant l'une quelconque des revendications 1 à 6, caractérisé en ce qu'on modifie (S 12) le ou les seuils 15 utilisés lors de l'étape (S7) de seuillage si la partie segmentée ayant été obtenue ne satisfait pas à au moins un critère calculé, et on réapplique les étapes de seuillage (S7) et de sélection (S8) pour obtenir une nouvelle partie segmentée. 8. Procédé de segmentation d'un implant suivant les revendications 6 et 7, caractérisé en ce que ladite modification (S 12) du seuil 20 comprend au moins la modification du deuxième seuil inférieur. 9. Procédé de segmentation selon la revendication 8, caractérisé en ce que si ledit critère n'est pas satisfait après un nombre prédéterminé de modifications ou après avoir baissé jusqu'à un minimum le deuxième seuil inférieur, on effectue des dilatations suivies d'érosions, de tailles croissantes, sur 25 l'image seuillée, jusqu'à obtenir un contour fermé pour délimiter la partie segmentée. 10. Procédé de segmentation d'un implant suivant l'une quelconque des revendications 7 à 9, caractérisé en ce que le critère est au moins l'un du groupe constitué de : 30 - l'appartenance de l'aire de la partie segmentée à un intervalle d'aire rapporté à l'aire estimée de la partie du corps dans l'image, - la variance de la partie segmentée inférieure à un seuil de variance. 11. Procédé de segmentation selon l'une quelconque des 35 revendications 1 à 10, caractérisé en ce que l'étape de sélection (S8) d'au moins un contour obtenu dans l'image seuillée, est effectuée automatiquement par 2903211 25 comparaison à des modèles de région définies par des fonctions de référence préenregistrées. 12. Procédé de segmentation selon l'une quelconque des revendications 1 à 11, caractérisé en ce qu'on applique à la partie segmentée 5 obtenue de l'image un traitement (S9) consistant à appliquer un masque d'occultation de cette partie segmentée dans l'image initiale. 13. Procédé de segmentation d'un implant suivant l'une quelconque des revendications 1 à 12, caractérisé en ce qu'on applique à la partie segmentée obtenue de l'image un traitement consistant à repérer son contour sur l'image 10 initiale. 14. Procédé de segmentation d'un implant suivant l'une quelconque des revendications 1 à 13, caractérisé en ce que préalablement à l'étape de lissage (S5), on applique une étape (S2) de linéarisation dynamique à l'image, étendant la dynamique des zones claires par rapport à la dynamique des zones sombres de 15 l'image. 15. Procédé de segmentation d'un implant suivant la revendication 14, caractérisé en ce que l'étape (S2) de linéarisation dynamique applique une fonction de distribution cumulative à l'histogramme de l'image. 16. Procédé de segmentation d'un implant suivant l'une quelconque des revendications 1 à 15, caractérisé en ce que préalablement à l'étape de lissage (S5), on applique à l'image au moins une étape (S3) de filtrage anisotropique pour diminuer le bruit. 17. Procédé de segmentation d'un implant suivant la revendication 16, caractérisé en ce que l'étape (S3) de filtrage anisotropique applique aux pixels u(s,t) précédents de l'image un filtre fournissant à l'itération suivante pour le pixel de coordonnées s, un nouveau pixel u(s,t+At) de coordonnées s, défini par l'équation u(s,t + At) = u(s,t) + At * div(f ( V u(s, t) ).V u(s, t)), où V désigne l'opérateur gradient, div désigne l'opérateur de divergence, f est une fonction décroissante d'inhomogénéité, At est un incrément prédéterminé, positif et non nul. 18. Procédé de segmentation d'un implant suivant la revendication 17, caractérisé en ce que la fonction f décroissante d'inhomogénéité est une 35 gaussienne. r 2903211 26 19. Procédé de segmentation d'un implant suivant la revendication 18, caractérisé en ce que le nouveau pixel us(t+i) de l'itération suivante est égal à' ust+t) _ E At.f(u( ùust))Pt)+u(t). 1 p s pe4ùVù{s} pe4ùVù{s} uc')ùu(t n s avec Cp = Ot. f up( ùus( = At.e 2k2 5 où V est un voisinage de quatre pixels en 2 dimensions, us(t) est le pixel de coordonnées s de l'itération (t), k est une constante prédéterminée. 20. Procédé de segmentation d'un implant suivant l'une quelconque des revendications 17 à 19, caractérisé en ce que l'incrément prédéterminé At est 10 supérieur à 0 et inférieur à 0,25. 21. Procédé de segmentation d'un implant suivant l'une quelconque des revendications 1 à 20, caractérisé en ce qu'on fait croître (S9) à l'intérieur des limites de la partie segmentée obtenue, une région de masque depuis au moins un point de départ sélectionné, en itérant au moins une étape de croissance, chaque 15 étape de croissance intégrant dans la région de masque les pixels, qui sont connexes à la région obtenue à l'itération précédente et qui ont des valeurs de luminosité suffisamment proches de celles de la région obtenue à l'itération précédente. 22. Procédé de segmentation d'un implant suivant la revendication 20 21, caractérisé en ce que le point de départ de la croissance de la région de masque est obtenu (S 10) par : - seuillage simple de l'image au-dessus d'un seuil (THR) de luminosité, qui est inférieur au maximum de luminosité sur les pixels de l'image, pour obtenir une première zone de l'image, 25 -érosion puis dilatation de la première zone pour obtenir une deuxième zone, dont on prend le centre de gravité comme point de départ de la croissance de la région de masque. 23. Procédé de segmentation d'un implant suivant l'une quelconque des revendications 1 à 22 et de correction d'une mammographie numérique d'un 30 sein contenant un implant, l'information étant représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus hautes ou plus basses par rapport à un fond, caractérisé en ce que, dans un calculateur, 2903211 27 - on détecte dans l'histogramme (H) des intensités lumineuses (X) de la mammographie un premier pic adipeux (F), on calcule une première valeur (OF) d'intensité lumineuse correspondant au premier pic adipeux (F), on détecte dans l'histogramme (H) des intensités lumineuses (X) de la mammographie un deuxième 5 pic (PI) correspondant à la présence de l'implant, on calcule une deuxième valeur (02) d'intensité lumineuse, correspondant au deuxième pic (PI) d'implant, - on décompose la mammographie en une composante d'image basses fréquences (XLp) et une composante d'image hautes fréquences (XHp), - on applique à la composante d'image basses fréquences (XLp), pour 10 obtenir une composante d'image basses fréquences traitée (X'Lp), une première fonction (a) de correction comportant : • dans le premier cas où l'information du sein est représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus hautes par rapport à un fond, une atténuation (ATT) d'implant pour les intensités lumineuses 15 situées au moins en et aux alentours du pic (PI) d'implant, par rapport à la première fonction (P 1) appliquée aux autres intensités lumineuses situées entre la première valeur (OF) et la deuxième valeur (02), • dans le deuxième cas où l'information du sein est représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus basses par 20 rapport à un fond, une amplification d'implant pour les intensités lumineuses situées au moins en et aux alentours du pic (PI) d'implant, par rapport à la première fonction (P 1) appliquée aux autres intensités lumineuses situées entre la première valeur (OF) et la deuxième valeur (02), - on restitue la mammographie corrigée sur la base de la composante 25 basses fréquences traitée (X'LP) et de la composante hautes fréquences (XHp). 24. Procédé de segmentation suivant la revendication 23, caractérisé en ce que • dans le premier cas, l'atténuation (ATT) de la première fonction (a) de correction est appliquée aux intensités lumineuses de la composante d'image 30 basses fréquences (XLp), qui sont supérieures ou égales à une troisième valeur (01) d'intensité lumineuse prédéterminée et comprise entre la première valeur (OF) d'intensité lumineuse du pic adipeux (F) et la deuxième valeur (02) d'intensité lumineuse du pic (PI) d'implant, et • dans le deuxième cas, l'amplification de la première fonction (a) 35 de correction est appliquée aux intensités lumineuses de la composante d'image basses fréquences (XLp), qui sont inférieures ou égales à une troisième valeur (01) 2903211 28 d'intensité lumineuse prédéterminée et comprise entre la première valeur (OF) d'intensité lumineuse du pic adipeux (F) et la deuxième valeur (02) d'intensité lumineuse du pic (PI) d'implant. 25. Procédé de segmentation suivant la revendication 24, caractérisé 5 en ce que la troisième valeur (01) d'intensité lumineuse est calculée comme correspondant à la vallée la plus basse ayant été détectée dans l'histogramme (H) des intensités lumineuses de la mammographie, pour les valeurs d'intensité lumineuse, qui sont inférieures à la deuxième valeur (02) d'intensité lumineuse du pic d'implant (PI) dans le premier cas et qui sont supérieures à la deuxième valeur 10 (02) d'intensité lumineuse du pic d'implant (PI) dans le deuxième cas. 26. Procédé de segmentation suivant la revendication 24 ou 25, caractérisé en ce que • dans le premier cas, l'atténuation (ATT) de la première fonction (a) de correction de la composante basses fréquences (XLp) comporte une partie 15 décroissante (ATTl) pour les intensités lumineuses comprises entre la troisième valeur (01) d'intensité lumineuse et la deuxième valeur (02) d'intensité lumineuse du pic (PI) d'implant et une partie sensiblement constante (ATT2) pour les valeurs d'intensité lumineuse supérieures ou égales à la deuxième valeur (02) d'intensité lumineuse du pic d'implant (PI), 20 • dans le deuxième cas, l'amplification de la première fonction (a) de correction de la composante basses fréquences (XLp) comporte une partie décroissante pour les intensités lumineuses comprises entre la troisième valeur (01) d'intensité lumineuse et la deuxième valeur (02) d'intensité lumineuse du pic (PI) d'implant et une partie sensiblement constante pour les valeurs d'intensité lumineuse 25 inférieures ou égales à la deuxième valeur (02) d'intensité lumineuse du pic d'implant (PI). 27. Procédé de segmentation suivant la revendication 26, caractérisé en ce que • dans le premier cas, l'atténuation (ATT) de la première fonction 30 (a) de correction de la composante basses fréquences (XLp) comporte une partie sensiblement constante (ATT2) et égale à la valeur moyenne d'intensité lumineuse du pic adipeux (F), divisée par la valeur moyenne d'intensité lumineuse du pic (PI) d'implant, • dans le deuxième cas, l'amplification de la première fonction (a) 35 de correction de la composante basses fréquences (XLp) comporte une partie sensiblement constante (ATT2) et égale à la valeur moyenne d'intensité lumineuse 2903211 29 du pic adipeux (F), divisée par la valeur moyenne d'intensité lumineuse du pic (PI) d'implant. 28. Procédé de segmentation suivant l'une quelconque des revendications 23 à 27, caractérisé en ce que ladite première fonction (a) de 5 correction de la composante basses fréquences (XLp) comporte un plateau (P1) multipliant par un coefficient sensiblement constant les intensités lumineuses comprises entre la première valeur (OF) d'intensité lumineuse du pic adipeux (F) et la troisième valeur (01) d'intensité lumineuse. 29. Procédé de segmentation selon l'une quelconque des 10 revendications 23 à 28, caractérisé en ce que la première fonction (a) de correction de la composante d'image basses fréquences (XLp) comporte : • dans le premier cas, un rehaussement (R) pour les valeurs d'intensité lumineuse inférieures à la première valeur (OF) du pic adipeux (F), • dans le deuxième cas, une autre atténuation pour les valeurs 15 d'intensité lumineuse supérieures à la première valeur (OF) du pic adipeux (F). 30. Procédé de segmentation selon la revendication 29, caractérisé en ce que • dans le premier cas, le rehaussement (R) est décroissant pour les valeurs d'intensité lumineuse inférieures à la première valeur (OF) du pic adipeux 20 (F), • dans le deuxième cas, l'autre atténuation est décroissante pour les valeurs d'intensité lumineuse supérieures à la première valeur (OF) du pic adipeux (F). 31. Procédé de segmentation suivant l'une quelconque des 25 revendications 23 à 30, caractérisé en ce que l'on applique à la composante d'image hautes fréquences (XHp), pour obtenir une composante d'image hautes fréquences traitée (X'Hp), une deuxième fonction (P) de correction comportant : • dans le premier cas, une atténuation (AHP) pour les valeurs d'intensité lumineuse inférieures ou égales à la première valeur (OF) d'intensité 30 lumineuse du pic adipeux (F) par rapport à la deuxième fonction appliquée aux valeurs d'intensité lumineuse supérieures à cette première valeur (OF) d'intensité lumineuse, • dans le deuxième cas, une amplification pour les valeurs d'intensité lumineuse supérieures ou égales à la première valeur (OF) d'intensité 35 lumineuse du pic adipeux (F) par rapport à la deuxième fonction appliquée aux 2903211 30 valeurs d'intensité lumineuse inférieures à cette première valeur (OF) d'intensité lumineuse. 32. Dispositif de segmentation d'un implant dans une image radiographique d'une partie du corps d'un patient, contenant cet implant, en vue du 5 traitement ultérieur de la partie segmentée de l'image, correspondant à l'implant, caractérisé en ce qu'il comprend un calculateur comportant des moyens pour la mise en œuvre du procédé de segmentation suivant l'une quelconque des revendications 1 à 22. 33. Dispositif de segmentation suivant la revendication 32 et de 10 correction d'une mammographie numérique d'un sein contenant un implant, l'information étant représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus hautes ou plus basses par rapport à un fond, caractérisé en ce que le dispositif comporte un calculateur comportant - un moyen pour détecter dans l'histogramme (H) des intensités 15 lumineuses (X) de la mammographie un premier pic adipeux (F), un moyen pour calculer une première valeur (OF) d'intensité lumineuse correspondant au premier pic adipeux (F), un moyen pour détecter dans l'histogramme (H) des intensités lumineuses (X) de la mammographie un deuxième pic (PI) correspondant à la présence de l'implant, un moyen pour calculer une deuxième valeur (02) d'intensité 20 lumineuse, correspondant au deuxième pic (PI) d'implant, - un moyen pour décomposer la mammographie en une composante d'image basses fréquences (XLp) et une composante d'image hautes fréquences (XHp), - un moyen pour appliquer à la composante d'image basses 25 fréquences (XLp), pour obtenir une composante d'image basses fréquences traitée (X'Lp), une première fonction (a) de correction comportant : • dans le premier cas où l'information du sein est représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus hautes par rapport à un fond, une atténuation (ATT) d'implant"pour les intensités lumineuses 30 situées au moins en et aux alentours du pic (PI) d'implant, par rapport à la première fonction (P 1) appliquée aux autres intensités lumineuses situées entre la première valeur (OF) et la deuxième valeur (02), • dans le deuxième cas où l'information du sein est représentée dans la mammographie par des pixels ayant des intensités lumineuses plus basses par rapport à un fond, une amplification d'implant pour les intensités lumineuses situées au moins en et aux alentours du pic (PI) d'implant, par rapport à la première 2903211 31 fonction (Pl) appliquée aux autres intensités lumineuses situées entre la première valeur (0F) et la deuxième valeur (02), - un moyen pour restituer la mammographie corrigée sur la base de la composante basses fréquences traitée (X'LF) et de la composante hautes fréquences 5 (XHP)•