Brevet FR2905256A1 — publié le 20080307

Procédé d'obtention d'une image de tomosynthèse Domaine de l'invention La présente invention a pour objet un procédé d'obtention d'une image de tomosynthèse pour une détection plus sélective de signes radiologiques. La présente invention trouve des applications particulièrement avantageuses, mais non exclusives, dans le domaine de l'imagerie médicale et plus particulièrement celui de la mammographie. La présente invention concerne également une station de revue d'images médicales comportant un tel procédé de traitement d'images. Etat de la technique La mammographie est aujourd'hui largement utilisée pour la détection précoce de lésions associées au cancer du sein. Les signes radiologiques à détecter sur des images de mammographies peuvent être, soit des accrétions de calcium appelées microcalcifications qui constituent des éléments plus opaques aux rayons X que les tissus environnants, soit des tumeurs qui se traduisent sur l'image mammographique par des zones denses, où les rayons X sont plus fortement absorbés que dans les zones adjacentes. L'acquisition d'images radiographiques est effectuée au moyen d'un appareil à rayons X à mammographie destiné à prendre des radiographies de seins de patientes. Structurellement, un appareil de mammographie comporte dans son principe une colonne verticale, orientable en oblique, munie d'un plateau porte-sein sur lequel une patiente pose son sein. Ce plateau porte-sein est superposé soit à un film radiosensible de détection d'une image radiographique, soit à un détecteur électronique. Les protocoles d'acquisition des images comportent la nécessité de comprimer le sein au moment de la radiographie. A cet effet la colonne comporte une pelote coulissante et susceptible de venir comprimer le sein, manuellement ou d'une manière motorisée. Le haut de la colonne porte un tube à rayons X et un appareillage permettant de collimater le faisceau de rayons X. La colonne porte donc verticalement, en partant du haut, le tube à rayons X, le collimateur, la pelote, le plateau porte-sein et le détecteur. Un tel mammographe ne produit toutefois qu'une image 35 bidimensionnelle du sein du patient, qui ne fournit pas suffisamment 2905256 2 d'informations concernant la présence d'une tumeur ou d'une calcification et entraîne fréquemment à tort des interprétations positives, à la fois stressantes pour la patiente et génératrices de surcoûts de santé publique. En outre, il arrive que certains dépôts calciques ou certaines opacités 5 ne soient pas repérés. Ce phénomène a plusieurs causes. Notamment, les images de mammographies étant le résultat de projections, elles représentent des structures superposées qui perturbent la visibilité des structures du sein, entraînant parfois, soit une interprétation faussement positive lorsqu'une superposition de ces structures ressemble à une opacité, 10 soit une interprétation faussement négative lorsque ces structures obscurcissent la visibilité d'une lésion. Pour aider à la résolution de ces problèmes d'interprétations faussement positives ou faussement négatives, il existe dans l'état de la technique des appareils de mammographie produisant une image 15 tridimensionnelle du sein du patient. La figure 1 a montre une représentation schématique du principe d'acquisition d'une image tridimensionnelle du sein du patient. Avec l'appareil de la figure 1 a, plutôt que d'acquérir une image par une intégration continue de l'irradiation sur un film sensible aux rayons X, on préfère procéder par acquisition d'une série d'images correspondant à un 20 ensemble de poses effectuées avec le tube 4 à rayons X du mammographe, placé à différentes positions P'n à Pn le long d'une trajectoire T. Le sein 2 du patient et donc le détecteur 3 sont irradiés pendant ces poses P'n à Pn consécutives. En appliquant ensuite des algorithmes de reconstruction d'images, du 25 type de ceux utilisés en tomodensitométrie, on sait reconstruire l'image dans un plan de coupe, ainsi que d'autres images dans des plans adjacents au plan de coupe. De cette façon, on peut parler de tomographie de synthèse dans laquelle on acquiert toutes les images en un seul balayage. N'importe quel plan parallèle au détecteur dans le sein peut être produit 30 rétrospectivement à partir de la série d'images acquises. Ainsi, à partir de la série d'images acquises en projection, un ensemble de coupes d'images étendues sur l'épaisseur du sein comprimé est produit. Chaque coupe 5a à 5n représente une coupe virtuelle parallèle au plan du détecteur à une distance z. La figure 1 b montre de manière schématique deux coupes virtuelles 2905256 3 parallèles au plan du détecteur du volume d'images produit. Comme le montre la figure 1 b, les régions 6 et 7 d'intérêts cliniques du sein 2 sont réparties sur l'ensemble des coupes, par rapport à leurs plans de coupe, tout en minimisant l'interférence avec les tissus environnants. 5 Cependant, cet appareil de mammographie en tomosynthèse présente des limitations. En effet, dans de tels appareils de tomosynthèse, on réalise une reconstruction en volume numérique de typiquement 50 à 80 coupes, pour un sein moyen. De ce fait, la quantité d'information à gérer est très importante. De même, l'accès à une information, présentant un intérêt 10 clinique, prend beaucoup plus de temps du fait que cette information est recherchée séquentiellement sur le volume d'image. Un autre problème, plus spécifique à la mammographie, mais qui pourrait se trouver dans d'autres domaines, est lié à la nécessité de pouvoir analyser les microcalcifications, cliniquement intéressantes entre 100 pm et 15 500 pm. De ce fait, la détection et la caractérisation des anomalies permettant de suspecter une lésion cancéreuse en mammographie nécessitent une très bonne résolution spatiale. Ce problème de résolution spatiale est critique sur les dispositifs de mammographie à tomosynthése. Ces dispositifs ne permettent pas alors d'obtenir une qualité d'image 20 suffisante pour analyser finement les microcalcifications. En outre, un impact attendu avec de telles géométries d'acquisition est que les objets minuscules tels que les microcalcifications pourraient devenir moins évidents ou ne pas être repérés. En effet, les zones 6 et 7 d'intérêts cliniques en dehors du plan souffrent d'une fonction de tache floue induite 25 d'une part par l'algorithme de reconstruction, et d'autre part par la reconstruction volumique du sein entier. Cette reconstruction volumique du sein entier ne peut être effectuée avec une résolution suffisante le long de l'axe de projection qu'en générant un volume de données énorme, ce qui a pour conséquence d'affecter considérablement le déroulement de l'examen 30 des images tomographiques. De plus, la perte individuelle de microcalcification n'est pas le seul impact attendu, puisque pour les clusters de microcalcifications, il y a une perte additionnelle de visibilité simultanée des microcalcifications dans les clusters, due à une réduction de la profondeur de champ. Cette profondeur 35 de champ représente la quantité dont on peut, sans altérer sérieusement la 2905256 4 netteté de l'image, faire varier, en deçà ou au-delà du plan exact de mise au point. Il existe dans l'état de la technique une solution aux problèmes de déroulement des opérations et de profondeur de champ de visualisation. 5 Cette solution est divulguée dans une publication de Tao Wu et al dans "Medical Physics mars 2003 vol 30 365/380". Dans la solution proposée par Tao Wu et al., une stratégie de distribution de la totalité des intensités de rayons X, communément appelé dose, est décrite. Dans cette stratégie, une distribution non-uniforme de la dose d'irradiation produite par le tube à 10 rayons X au cours de l'exposition du sein est mise en oeuvre. Cette distribution est faîte en fonction de la position du tube par rapport au sein et du mouvement du détecteur. Cette solution divulguée par une publication de Tao Wu et al est représentée à la figure 2. Dans la figure 2, les positions du tube sont 15 réparties angulairement entre deux positions limites Pn et P'n, dans des groupes d'orientations du tube. Les groupes sont situés de part et d'autre d'une position milieu PO du tube. Pour toutes les orientations d'un groupe une dose d'irradiation est la même. Pour un groupe limite G3 ou G'3, dont les positions du tube sont les 20 plus proches d'une position limite Pn ou P'n, la dose cumulée d'irradiation est égale à 0.33 de la dose d'irradiation totale. Pour un groupe milieu G1, dont les positions du tube sont réparties de part et d'autre de la position milieu, la dose cumulée d'irradiation est égale à la dose d'irradiation totale. Pour un groupe intermédiaire G2 ou G'2 placé entre le groupe milieu G1 et le groupe 25 limite G3 ou G'3, la dose cumulée d'irradiation est égale à 0.5 de la dose d'irradiation totale Dans cette solution proposée, des coupes reconstruites sont combinées numériquement et ensemble pour obtenir une profondeur de champ accrue. Cependant, ceci ne résout pas la perte potentielle de 30 microcalcifications due aux régions d'intérêts cliniques en dehors du plan, et qui ne produisent pas un volume de données additionnel à combiner avec les coupes. De plus le déroulement des opérations peut être altéré quand la combinaison de coupe est effectuée en même temps que l'affichage. Exposé de l'invention 35 L'invention a justement pour but de remédier aux inconvénients des 2905256 5 techniques exposées précédemment. Pour cela, l'invention propose un procédé d'obtention d'une image de tomosynthèse permettant de détecter avec une meilleure sélectivité les signes radiologiques. Pour cela, l'invention propose des techniques d'acquisition des images 5 de projection associées à un procédé de traitement d'images permettant de faciliter la détection des signes radiologiques dans l'image tridimensionnelle. Avec la technique d'acquisition et le procédé de traitement d'images, les signes radiologiques sont plus faciles à identifier dans l'image de tomosynthèse, permettant ainsi un examen plus efficace. 10 L'invention propose une nouvelle approche de la mammographie, qui exploite avantageusement les techniques de traitement numérique de l'image radiologique, pour améliorer la lisibilité de l'information. Ces procédés de traitement d'images permettent de faire face à la quantité de données importante en développant de nouvelles stratégies 15 aptes à diminuer le temps de revue des données cliniques et à simplifier l'accès à l'information d'intérêt clinique. Les techniques d'acquisition de l'invention permettent d'acquérir des séquences de tomosynthèse avec une meilleure stratégie de distribution de la dose de rayons X. Avec l'invention, il est montré que n'importe quelle 20 stratégie de distribution de dose faisant une correction à la stratégie de l'art antérieur détecte mieux les signes radiologiques. La stratégie de distribution de dose de l'invention est définie en fonction d'une profondeur de champ sensiblement uniforme pour une variété de tailles et de classes de signes radiologiques. Cette stratégie est couplée à 25 un filtrage numérique qui a pour but d'assurer une propagation optimale du rapport signal sur bruit au-dessus du spectre de fréquence. Ce filtrage numérique est effectué au moyen d'une classe de filtres adaptatifs requis pour contrôler la propagation du bruit pendant la reconstruction. Dans l'invention, le filtre à appliquer à chaque projection du tube dépend de la 30 dose attribuée à cette projection. L'invention met ainsi en oeuvre un procédé d'obtention d'image de tomosynthèse particulière, où la distribution appropriée de la géométrie d'acquisition et/ou de la dose d'acquisition et/ou du filtrage numérique assurent une profondeur de champ appropriée pour les diverses tailles et 35 classes de signes radiologiques à détecter. L'invention a également mis en 2905256 6 évidence qu'une stratégie de distribution de la dose faisant une pointe sous l'angle prés de l'axe optique de la reconstruction, c'est à dire la perpendiculaire aux plans de coupe, améliore nettement la qualité de l'image à visualiser, avec des rapports de 3 à 1 entre la position milieu et une 5 position limite du tube. Plus précisément, l'invention a pour objet un procédé d'obtention d'une image de tomosynthèse dans lequel, - on soumet, au cours d'une exposition, un corps à une irradiation de rayons X à l'aide d'un tube à rayons X dont la direction principale d'irradiation 10 est orientée dans un premier angle d'orientation par rapport au corps, - on relève une première image en projection correspondant à cette première orientation, -on réitère ces opérations pour d'autres orientations de la direction principale d'irradiation et on relève d'autres images en projection, 15 -on traite les images en projection pour produire une image reconstruite, -on fait varier une dose d'irradiation produite par le tube à rayons X au cours de l'exposition, en fonction de l'orientation de la direction principale par rapport au corps, ou d'autres facteurs liés à l'orientation, 20 - les orientations sont réparties angulairement entre deux orientations limites dans des groupes d'orientations, caractérisé en ce que - on privilégie une orientation ou un groupe d'orientations par rapport à la multiplicité d'orientation de la trajectoire, 25 - la dose cumulée d'irradiation de l'orientation privilégiée ou du groupe d'orientations privilégiée est supérieure à cinq neuvièmes de la dose d'irradiation totale. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que : - les groupes sont situés de part et d'autre d'une orientation milieu 30 dont la direction principale est perpendiculaire à un support du corps, - pour un groupe limite, dont les orientations sont les plus proches de l'orientation limite, la dose cumulée d'irradiation est inférieure à un neuvième de la dose d'irradiation totale, 2905256 7 pour un groupe milieu, dont les orientations sont réparties de part et d'autre de l'orientation milieu, la dose cumulée d'irradiation est supérieure à cinq neuvièmes de la dose d'irradiation totale. - pour un groupe intermédiaire placé entre le groupe milieu et un 5 groupe limite, le nombre d'orientations du groupe est inférieur au nombre d'orientation d'un groupe limite. L'invention a également pour objet un procédé d'obtention d'une image de tomosynthèse dans lequel, - on soumet, au cours d'une exposition, un corps à une irradiation de 10 rayons X à l'aide d'un tube à rayons X dont la direction principale d'irradiation est orientée dans une première orientation par rapport au corps, - on relève une première image en projection correspondant à cette première orientation, on réitère ces opérations pour d'autres orientations de la direction 15 principale d'irradiation et on relève d'autres images en projection, - on traite les images en projection pour produire une image reconstruite, - on fait varier une dose d'irradiation produite par le tube à rayons X au cours de l'exposition, en fonction de l'orientation de la direction principale par 20 rapport au corps, - les orientations sont réparties angulairement entre deux orientations limites situées de part et d'autre d'une orientation milieu, - une dose d'irradiation pour une exposition orientée près d'une orientation limite étant plus faible qu'une dose d'irradiation pour une 25 exposition orientée près de l'orientation milieu caractérisé en ce que - le traitement comporte un filtrage spatial des images de projection, - le filtrage spatial comportant un noyau de filtrage de taille donnée, - la taille du noyau étant plus petite pour les images de projection 30 correspondant aux orientations proches de l'orientation milieu que pour les images de projection correspondant aux orientations proches de l'orientation limite. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que la dose attribuée et la taille du noyau varient progressivement et d'une manière 2905256 8 monotone avec le repérage de l'angle d'orientation par rapport à l'orientation milieu. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que les filtres sont des filtres de Wiener et les valeurs des filtres pour les orientations 5 proches de l'orientation milieu sont supérieures aux valeurs des filtres pour les orientations proches de l'orientation limite. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce qu'un pas angulaire qui est l'angle formé par deux orientations consécutives est croissant vers l'orientation limite. 10 Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que les orientations proches de l'orientation milieu ont un pas angulaire égal à environ 3 degrés et les orientations proches de l'orientation limite ont leur pas angulaire égal à environ 7 degrés. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que 15 l'orientation milieu est orientée perpendiculairement à un support du corps, ce support étant placé en regard du tube à rayons X. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que l'exposition est fixe ou mobile. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que le corps 20 est un sein. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que l'image reconstruite est coupée en une ou plusieurs coupes par rapport à un plan de coupe sensiblement parallèle à celui du détecteur. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que la dose 25 d'irradiation produite par le tube est déterminée en fonction de l'épaisseur du sein du patient. L'invention concerne également un dispositif pour la mise en oeuvre dudit procédé d'obtention d'une image de tomosynthèse pour une détection plus sélective de signes radiologiques. 30 Brève description des dessins L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Celles-ci sont présentées à titre indicatif et nullement limitatif de l'invention. La figure la, déjà décrite, montre une représentation schématique du 35 principe d'acquisition d'une image de tomosynthèse. 2905256 9 La figure 1 b, déjà décrite, montre une représentation schématique de coupes du volume numérique reconstruite du sein. La figure 2, déjà décrite, montre une représentation schématique d'une stratégie de distribution de dose de rayons X. 5 La figure 3 montre une représentation schématique d'un dispositif de rayonnement X, en particulier un mammographe, muni des moyens perfectionnés de l'invention. La figure 4a montre schématiquement les effets d'une stratégie de distribution de dose de l'état de la technique. 10 La figure 4b montre schématiquement les effets d'une stratégie de distribution de dose, selon l'invention. Les figures 5a à 5c montrent un mode de détermination d'une répartition angulaire des poses du tube ainsi qu'une stratégie de distribution des intensités de rayons X, selon l'invention. 15 La figure 6 montre une représentation graphique de filtres adaptatifs à appliquer à chaque image de projection, selon l'invention. La figure 7 montre une illustration de moyens mettant en oeuvre le procédé de l'invention. Description détaillée de modes de réalisation de l'invention 20 La figure 3 montre un dispositif de rayonnement X particulièrement un mammographe conforme à l'invention. Ce dispositif 10 de rayonnement X comporte une colonne verticale 11. A cette colonne verticale 11 est articulé un bras 12 portant un tube 13 émetteur de rayonnement X et un détecteur 14 apte à détecter les rayons X émis par le tube 13. Ce bras 12 peut être orienté 25 à la verticale, à l'horizontale ou en oblique. Le tube 13 est muni d'un foyer 15 qui est le foyer émetteur des rayons X. Ce foyer 15 émet un faisceau 16 de rayons X suivant une direction principale d'irradiation D. Le bras 12 est articulé à la colonne verticale 11 de telle sorte qu'il permet de déplacer le tube 13 suivant une trajectoire T en forme d'arc de 30 cercle tout en laissant le détecteur 14 immobile. D'autres arrangements sont possibles permettant au tube 13 de se déplacer dans un plan ou dans une portion de sphère. Le tube 13 peut alors occuper différentes positions réparties en basculement entre deux positions extrêmes. Ces deux positions sont par exemple symétriques l'une de l'autre, par rapport à la 35 perpendiculaire au plan du détecteur 14. 2905256 10 Le détecteur 14 est dans un exemple préféré un détecteur numérique. Le détecteur 14 est accroché au bras 11 à l'opposée du tube 13 et dans la direction principale d'irradiation D, de manière à recevoir le faisceau 16 de rayons X. 5 Le bras 12 est muni d'un plateau porte-sein 17 sur lequel une patiente pose son sein. Ce plateau porte- sein 17 est superposé au détecteur 14. Le détecteur 14 est placé sous le plateau porte sein 17. Le détecteur 14 détecte les rayons X ayant traversé le sein de la patiente et le plateau porte sein 17. Dans une variante, le détecteur 14 peut être mobile et occuper 10 diverses positions autour du sein en même temps que le tube 13 à rayons X. Dans ce cas, le détecteur 14 n'est plus solidaire au plateau porte sein 17. Le détecteur 14 peut avoir une forme plane ou courbe. Il peut être déplacé en rotation et/ou en translation. En outre, pour des raisons tant d'immobilisation du sein que de qualité 15 d'image ou d'intensité de rayonnement X délivrée au sein de la patiente, il est nécessaire de comprimer le sein de la patiente, au moment de la radiographie. Différents efforts de compression peuvent être appliqués. Ces efforts sont appliqués via une pelote 18 de compression qui comprime le sein sur le plateau porte-sein 17, en fonction du type d'examen que l'on souhaite 20 faire. A cet effet le bras 12 comporte une pelote 18 coulissante et susceptible de venir comprimer le sein, manuellement ou d'une manière motorisée. La pelote 18 est formée en un matériau transparent aux rayons X, notamment en matière plastique. Le bras 12 porte donc verticalement, en partant du haut, le tube 13 à rayons X, la pelote 18 de compression, le plateau porte- 25 sein 17 et le détecteur 14. Alors que la pelote 18, le sein de la patiente, le plateau 17 et le détecteur 14 sont fixes, le tube à rayon X 13 peut occuper diverses positions dans l'espace par rapport à cet ensemble. Dans le but de pouvoir étudier chaque partie du sein du patient, le 30 faisceau 16 peut être orienté dans une multitude de directions autour du sein de la patiente. Après avoir reçu la multitude de faisceau 16 qui traverse une partie du corps du patient, le détecteur 14 émet des signaux électriques correspondant à l'énergie des rayons reçus. Ces signaux électriques peuvent ensuite être transmis à une logique de commande 20 par l'intermédiaire d'un 35 bus externe 21. Ces signaux électriques permettent à cette logique de 2905256 11 commande 20 de produire une image correspondant à la partie du corps analysée. Ces images peuvent être visualisées à l'aide d'un écran de cette logique de commande 20 ou imprimées. Dans un exemple, la logique de commande 20 comporte un 5 microprocesseur 22, une mémoire 23 de programme, une mémoire de données 24, un écran de visualisation 25 muni d'un clavier 26 et une interface 27 d'entrée sortie. Le microprocesseur 22, la mémoire 23 de programme, la mémoire de données 24, l'écran de visualisation 25 muni d'un clavier 26 et l'interface 27 d'entrée sortie sont interconnectés par un bus 10 interne 28. Dans la pratique, lorsque l'on prête une action à un dispositif, celle-ci est réalisée par un microprocesseur du dispositif commandé par des codes instructions enregistrés dans une mémoire de programme du dispositif. La logique de commande 20 est un tel dispositif. La logique de commande 20 15 est, souvent réalisée sous forme de circuit intégré. La mémoire 23 de programme est divisée en plusieurs zones, chaque zone correspondant à des codes instructions pour réaliser une fonction du dispositif. La mémoire 23 comporte, selon les variantes de l'invention, une zone 29 comportant des codes instructions pour établir une trajectoire du 20 tube 13. La mémoire 13 comporte une zone 30 comportant des codes instructions pour déterminer le nombre d'angles d'orientations de la direction D le long de la trajectoire. La mémoire 23 comporte une zone 31 comportant des codes instructions pour déterminer un mode de répartition des orientations de la direction D, en fonction de la classe des signes 25 radiologiques à détecter. La mémoire 13 comporte une zone 32 comportant des codes instructions pour mettre en oeuvre une stratégie de distribution des intensités de rayonnement X sur la multiplicité d'orientations de la direction D principale d'irradiation de rayons X en fonction de la classe et de la taille des signes radiologiques à détecter. 30 La mémoire 23 comporte une zone 33 comportant des codes instructions pour commander l'émission de l'intensité de rayons X attribuée à chaque orientation de la direction D principale d'irradiation de rayons X. La mémoire 23 comporte une zone 34 comportant des codes instructions pour acquérir les images de projection reçus par le détecteur 14 35 correspondant aux rayons X émis à chaque orientation. La mémoire 23 2905256 12 comporte une zone 35 comportant des codes instructions pour réaliser un pré-traitement des images de projection dans le but de supprimer des artefacts dus à la géométrie d'acquisition et au détecteur. La mémoire 23 comporte une zone 36 comportant des codes instructions pour appliquer à 5 chaque image de projection un filtre adaptatif en fonction de l'intensité de rayons X reçu par direction D correspondant. La mémoire 23 comporte une zone 37 comportant des codes instructions pour appliquer un algorithme de reconstruction tomographique à l'ensemble des images de projections traitées acquises à différents angles 10 afin d'obtenir un volume numérique reconstruit, comportant 50 à 80 coupes pour un sein moyen. La mémoire 23 comporte une zone 38 comportant des codes instructions pour exécuter un algorithme de traitement du volume numérique reconstruit afin de localiser des voxels susceptibles de constituer des signes radiologiques, dans le volume du sein reconstruit. Ces signes 15 radiologiques peuvent être des microcalcifications ou des opacités. En mode de fonctionnement, la logique de commande 20 détermine la trajectoire T du tube 13. Cette trajectoire peut être déterminée en fonction d'une vue standard choisie par le praticien. La logique de commande 10 procède par échantillonnage d'une série 20 de poses du tube 3 le long de la trajectoire T. La forme de la trajectoire T est donnée par le trajet du foyer 15. Dans l'exemple de la figure 3, la trajectoire T a la forme d'un arc de cercle. Ces poses du tube sont délimitées par deux poses limite du tube. Ces poses limites sont généralement produites de par la construction du tube, ou bien en fonction du besoin médical. Ces poses 25 limites correspondent aux positions extrêmes que peut occuper le foyer dans l'espace. Les deux poses limites sont symétriques par rapport à une position milieu perpendiculaire au plan N du plateau porte sein 17. Le sein et donc le détecteur 14 sont ainsi irradiés pendant des poses consécutives. Pour ces poses, le foyer 15 du tube 13 à rayons X occupe dans l'espace des positions 30 fixes, angulairement réparties. Dans un exemple, et bien que cela ne puisse pas être considéré comme une limitation de l'invention, on prévoit que l'exploration angulaire soit ainsi de 60 degrés, de plus ou moins 30 degrés par rapport à une direction médiane d'irradiation, qui est la pose milieu. Au cours de cette 35 exploration, la logique de commande procède à l'acquisition d'un certain 2905256 13 nombre de faisceaux 16, par exemple neuf, onze, treize ou autres, en fonction de la précision de reconstruction d'image souhaitée. Ainsi, au cours d'une exposition du sein d'une patiente, le tube 13 soumet au sein des irradiations de rayons X. Dans un exemple, le tube 13 soumetau sein une 5 première irradiation de rayons X dont la direction principale D d'irradiation est orientée dans un premier angle d'orientation milieu A0 perpendiculaire au plan N du plateau porte sein. L'exposition est le temps pendant lequel le sein est exposé aux rayons X. Cette exposition du sein étant considérée comme fixe, lorsque le tube 13 soumet au sein une irradiation à des positions fixes. 10 Et, l'exposition du sein étant considérée comme mobile, lorsque le tube 13 soumet au sein une irradiation à des positions non fixes. Cet angle d'orientation milieu A0 est perpendiculaire à la normale du détecteur lorsque le détecteur est fixe. L'angle d'orientation milieu A0 correspond à l'angle de la direction principale, lorsque le tube est en pose 15 milieu. La logique de commande 20 détermine le nombre d'orientations de la direction D principale d'irradiation de rayons X le long de la trajectoire T du tube 13. Dans l'exemple de la figure 3, le nombre d'orientations est de 21. Le tube 13 émet des doses de rayons X pour la multiplicité d'orientations de la direction principale d'irradiation D, le long de la trajectoire 20 T. Dans l'exemple de la figure 3, seules les orientations situées entre l'orientation milieu A0 et l'orientation limite A9 sont représentés. Où l'angle d'orientation A9 correspond à l'angle de la direction principale, lorsque le tube est en pose limite. Ces orientations Al à A9 sont situées à droite de l'orientation milieu 25 A0 Les autres orientations A'l à A'9, non représentées, sont situées à gauche de l'orientation milieu A0. Ces orientations A'l à A'9 ont les mêmes caractéristiques que les orientations Al à A9. L'orientation milieu A0 sépare en deux parties égales le nombre d'orientations total. La logique de commande détermine également la répartition angulaire 30 des orientations A0 à A9 pour émettre la multiplicité de faisceaux 16, suivant la trajectoire T. La logique de commande 20 répartit les orientations A0 à A9 sur la trajectoire T en fonction de la classe du signe radiologique à détecter. Un exemple de détermination et de répartition angulaire des orientations est montré aux figures 5a et 5c. 35 La logique de commande 20 détermine les intensités de rayonnement 2905256 14 X, plus communément connu sous le nom de dose, à distribuer sur les faisceaux 16 de rayons X de chaque orientation de la direction D. La dose de rayonnement X totale à distribuer peut être déterminée en fonction de celle utilisée en mammographie conventionnelle. Elle peut être, dans une variante, 5 déterminée en fonction de l'épaisseur du sein du patient. La logique de commande 20 détermine le mode de distribution de la dose totale aux orientations de la direction D. Elle détermine une orientation privilégiée ou un groupe d'orientations privilégié dont la dose cumulée reçue est la plus forte dose de rayons X attribuée. Un exemple de cette 10 détermination est montré aux figures 4b et 5b. La logique de commande 20 distribue de manière non uniforme les intensités de rayonnement X sur les faisceaux 16 des directions D. La logique de commande fait varier la dose d'irradiation produite par le tube à rayons X au cours de l'exposition, en fonction de l'orientation A0 à A9 de la direction principale par rapport au 15 corps. Un exemple d'un mode de réalisation d'une telle distribution est montré à la figure 5b. Le détecteur 14 acquiert une multiplicité d'images de projection représentant la multiplicité de directions principales d'irradiation D. la logique de commande applique à chaque image de projection un filtre adaptatif en 20 fonction de l'intensité de rayons X reçu par direction D correspondant. La logique de commande 20 acquiert cette multiplicité d'images de projection filtrées dans la mémoire de données 24. En appliquant ensuite des algorithmes de reconstruction d'images, du type de ceux utilisés en tomodensitométrie, on sait reconstruire l'image dans un plan de coupe, ainsi 25 que d'autres images dans des plans adjacents au plan de coupe. De cette façon, on peut parler de tomographie de synthèse dans laquelle on acquiert toutes les images en un seul balayage. En pratique, l'image dans le plan de coupe est plus précise que les images dans les plans adjacents lorsque l'exploration ne s'effectue pas sur 180 . 30 Les corrections impliquées par la synthèse concernent autant le fait que la trajectoire du foyer du tube à rayon X n'est pas homothétique de la position du détecteur, que le fait que le détecteur présente, selon les différentes incidences, une inclinaison par rapport à la direction normale de projection. La logique de commande corrige les effets de ces contraintes 35 d'acquisition des algorithmes de reconstruction de tomodensitométrie. 2905256 15 Afin d'obtenir une représentation complète du sein par rapport à la vue choisie, la logique de commande réalise les mêmes opérations pour les orientations A'1 à A'9 de la trajectoire T. La figure 4a représente schématiquement une stratégie de distribution 5 de dose uniforme, de l'état de la technique. Dans l'exemple de la figure 4a, les orientations de la direction D ont une répartition angulaire 8 uniforme. De même, la dose est distribuée uniformément sur la multiplicité de directions D. Le détecteur fournit pour chaque orientation une réponse en Z le long de l'axe de projection qui dépend du rayon de projection du sein. 10 Avec le mode de répartition et de distribution de la figure 4a, les signes radiologiques du sein ayant de grandes tailles tels que les opacités 40 sont détectés avec un taux de sélectivité élevé. Cependant, pour des signes radiologiques du sein ayant de petites dimensions comme des microcalcifications 41, la réponse sera très court, affectant la détectabilité de 15 la lésion, indépendamment de la méthode de reconstruction ou d'affichage utilisée. Ce problème est dû au fait que, dans la dose classique uniformément distribuée, trop de dose est affectée aux orientations proches des orientations limite par rapport à l'information qu'ils délivrent qui est peu utile cliniquement et qui peut même affecter défavorablement la détection de 20 lésions. L'invention résout ce problème en mettant un oeuvre une stratégie de distribution de la dose non uniforme, comme le montre la figure 4b. Dans l'exemple de la figure 4b, cette stratégie de distribution de la dose permet une reconstruction tridimensionnelle anisotrope du sein. Ainsi, les réponses 25 en z des signes radiologiques détectés sont définies en fonction d'un objectif clinique qui est une détection simultanée de signes radiologiques de grande et de petite taille, avec une utilisation optimale de la dose. Avec ce type de stratégie, l'angle efficace d'orientation change avec la taille du signe radiologique à détecter. 30 La figure 5a montre un mode de détermination de la répartition angulaire des orientations le long de la trajectoire du tube. Dans la tomosynthèse, le prélèvement angulaire a un effet important sur la superposition des tissus. De ce fait, pour déterminer la répartition des orientations entre les orientations limites, la logique de commande considère 35 deux structures sphériques 42 et 43 homogènes identiques de coefficient 2905256 16 d'atténuation p, et de diamètre 44 de longueur d. Ces deux structures sphériques 42 et 43 sont placées à une distance a de leurs centres l'une de l'autre le long du même axe 45 vertical. L'angle 8 nécessaire pour distinguer de manière distincte les structures sphériques 42 et 43 le long de l'axe est 5 défini par l'angle minimum tels que leurs projections sont tangentes. A partir de là, la logique de commande peut calculer l'angle de répartition des orientations permettant de distinguer l'ensemble des signes radiologiques présents dans le sein. Dans un exemple, la logique de commande peut considérer seulement deux classes de signes radiologiques 10 à savoir les opacités et les microcalcifications. D'autres lésions peuvent également être considérées. Les opacités ont un coefficient d'atténuation Ap relativement faible et un grand diamètre compris entre 2mm des cellules cancéreuses. Cette dose est de préférence égale à la dose permettant dans l'état de la technique de réaliser les deux projections de radiographie de mammographie standard. Dans un mode de réalisation préféré, la logique de commande 10 attribue une plus forte dose aux orientations proches de l'orientation milieu. 15 La logique de commande 10 peut d'abord commander l'émission de rayons X à l'orientation milieu avant d'émettre aux autres orientations. Elle peut également commander l'émission aux orientations proches des orientations limite avant d'émettre aux orientations proches de l'orientation milieu. Elle peut aussi ne commander que l'émission aux orientations situées 20 à droite de l'orientation milieu. Dans ce cas, elle détermine les orientations situées à gauche de l'orientation milieu en considérant l'orientation milieu comme la bissectrice des deux parties. Le détecteur 14 acquiert les images de projection représentant les émissions aux orientations de la trajectoire T. Le traitement de ces images 25 de projection est représenté sur la figure 6. La figure 6 montre une représentation graphique de filtre adaptatif à appliquer à chaque image de projection. L'axe des ordonnées représente l'amplitude en millimètres. L'axe des abscisses représente la fréquence spatiale. Les images de projection sont traitées par un filtre spatial adaptatif 30 requis pour contrôler la propagation du bruit pendant l'étape de reconstruction. Le filtre spatial comportant un noyau de filtrage de taille donnée. La taille du noyau étant plus petite pour les images de projection correspondant aux orientations proches de l'orientation milieu que pour les images de 35 projection correspondant aux orientations proches de l'orientation limite. 2905256 21 Dans un exemple préféré, ces filtres spatiaux sont des filtres de wiener. Une implémentation particulière de ces filtres est décrite dans le document FR28 64 299 A. La logique de commande applique à chaque donnée image un filtre de wiener en fonction de la dose de rayons X 5 attribuée à cette image de projection. La figure 6 montre trois courbes Cl à C3 de filtres de wiener correspondant à deux niveaux de dose et à trois types de signes radiologiques. La courbe Cl représente un filtre de weiner appliqué à une image de projection dont la dose attribuée est à 0.1 % de 5% de la dose 10 totale et dont le signe radiologique à détecter a un diamètre de 3.6 millimètres. Cette image de projection est fournie à une orientation proche de l'orientation limite. Le signe radiologique étant ici une opacité. La courbe C2 représente un filtre de weiner appliqué à une image de projection dont la dose attribuée est à 0.06% de 5% de la dose totale et dont 15 le signe radiologique à détecter a un diamètre de 2 millimètres. Cette image de projection est fournie à une orientation intermédiaire entre l'orientation milieu et l'orientation limite. Le signe radiologique étant ici une opacité. La courbe C3 représente un filtre de wiener appliqué à une image de projection dont la dose attribuée est à 0.3% de 30% de la dose totale et dont 20 le signe radiologique à détecter a un diamètre de 0.5 millimètres. Cette image de projection est fournie à une orientation proche de l'orientation milieu. Le signe radiologique étant ici une microcalcification. Comme le montre la figure 6, la dose attribuée et la taille du noyau varient progressivement et d'une manière monotone avec le repérage de 25 l'angle d'orientation par rapport à l'orientation milieu. Les valeurs des filtres sont généralement décroissantes en fonction d'une fréquence spatiale. Les valeurs des filtres pour les orientations proches de l'orientation milieu sont supérieures aux valeurs des filtres pour les orientations proches de l'orientation limite. 30 Ainsi, à chaque orientation est attribuée une taille et une classe de signe radiologique, une dose, et une courbe liée à la fréquence spatiale. Pour chaque orientation, la logique de commande détermine un filtre de Wiener à partir de la courbe liée à la fréquence spatiale et de la fonction de transfert de modulation, plus connu sous le nom anglais modulation transfer 35 function, en considérant que le signal d'entrée est le signe radiologique à 2905256 22 détecter avec un diamètre et un contraste donné associé à cette orientation. Les filtres ont pour fonction de préserver le rapport signal à bruit pour les signes radiologiques de petites tailles tels que les microcalcifications lors de l'étape de reconstruction. Cette préservation est faîte en éliminant la 5 contribution à haute fréquence de ces projections à faible dose au spectre de bruit, lors de la reconstruction. Cette répartition angulaire des orientations permet une réduction de la superposition des tissus. La méthode de distribution de la dose fournit une meilleure utilisation de la dose totale, ainsi que moins de risque de manquer 10 les structures présentant un intérêt clinique. La figure 7 montre une illustration de moyens mettant en oeuvre le procédé de l'invention. Sur la figure 7, le tube 3 à rayons X émet, à l'étape 100, des intensités de rayonnement X traversant le sein de la patiente pour une multiplicité de projections P1 à Pn, selon une trajectoire T préalablement 15 déterminée. Ces intensités de rayonnement X sont distribués aux projections selon une stratégie décrite aux figures 5a à 5c. Le détecteur 4 acquiert les images de projection 11 à ln de rayons X représentant respectivement les projections P1 à Pn. La logique de commande traite les images de projection 11 à ln. 20 A l'étape 101, la logique de commande applique à chaque image de projection 11 à ln l'algorithme de pré-traitement. A l'étape 102, la logique de commande applique à chaque image de projection prétraitée, le filtre de wiener comme décrit à la figure 6. A l'étape 103, la logique de commande applique un algorithme de reconstruction par 25 rétroprojection appelé Simple Back Projection en anglais. Cet algorithme permet de reconstruire le volume dans différents plans de coupe parallèles au détecteur. Toutes les images de projection 11 à ln pré-traitées et filtrées sont utilisées, lors de cette reconstruction en tomosynthése, pour fournir un volume numérique du sein. Cette technique de tomosynthèse permet, à partir 30 d'un faible nombre de projections bidimensionnelles, ou images de projection, réparties sur un domaine angulaire restreint et acquises sur un détecteur numérique, de reconstruire le volume tridimensionnel du sein étudié. A l'étape 104, la logique de commande applique un algorithme de 35 traitement au volume numérique. Cet algorithme de traitement peut être tout 2905256 23 type d'algorithme de l'état de la technique utilisé pour traiter et détecter des signes radiologiques dans un volume numérique. Le procédé de l'invention, permet à l'algorithme de traitement d'être plus sélectif dans la détection des signes radiologiques. 5 A l'étape 105, la logique de commande visualise les coupes du volume reconstruit traitées. REVENDICATIONS 1 - Procédé d'obtention d'une image de tomosynthèse dans lequel : - on soumet, au cours d'une exposition, un corps à une irradiation de rayons X à l'aide d'un tube à rayons X dont la direction principale d'irradiation est orientée dans un premier angle d'orientation par rapport au corps, -on fait varier une dose d'irradiation produite par le tube à rayons X au cours de l'exposition, en fonction de l'orientation de la direction principale par rapport au corps, - les orientations sont réparties angulairement entre deux orientations limites dans des groupes d'orientations, caractérisé en ce que - on privilégie une orientation ou un groupe d'orientations par rapport à la multiplicité d'orientation de la trajectoire, - la dose cumulée d'irradiation de l'orientation privilégiée ou du groupe d'orientations privilégié est supérieure à cinq neuvièmes de la dose. d'irradiation totale. 2 - Procédé selon la revendication), caractérisé en ce que : - les groupes sont situés de part et d'autre d'une orientation milieu, qui 20 est l'orientation privilégiée, - pour un groupe limite, dont les orientations sont les plus proches de l'orientation limite, la dose cumulée d'irradiation est inférieure à un neuvième de la dose d'irradiation totale, - pour un groupe milieu, dont les orientations sont réparties de part et 25 d'autre de l'orientation milieu, la dose cumulée d'irradiation est supérieure à cinq neuvièmes de la dose d'irradiation totale. - pour un groupe intermédiaire placé entre le groupe milieu et un groupe limite, le nombre d'orientations du groupe est inférieur au nombre d'orientation d'un groupe limite. 30 3 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 2 caractérisé en ce que : -on relève une première image en projection correspondant à une première orientation de la direction principale, - on réitère ces opérations pour d'autres orientations de la direction 35 principale d'irradiation et on relève d'autres images en projection, 24 2905256 25 - on traite les images en projection pour produire une image reconstruite, - le traitement comporte un filtrage spatial des images de projection, - le filtrage spatial comportant un noyau de filtrage de taille donnée, - la taille du noyau étant plus petite pour les images de projection correspondant aux orientations proches de l'orientation milieu que pour les images de projection correspondant aux orientations proches de l'orientation limite. 4 - Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que la dose 10 d'irradiation attribuée et la taille du noyau du filtre varient progressivement et d'une manière monotone avec le repérage de l'angle d'orientation par rapport à l'orientation milieu. 5 - Procédé selon l'une des revendications 3 à 4, caractérisé en ce que le filtre spatial est un filtre de Wiener et les valeurs de ce filtre pour les 15 orientations proches de l'orientation milieu sont supérieures aux valeurs du filtre pour les orientations proches de l'orientation limite. 6 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu'un pas angulaire qui est l'angle formé par deux orientations consécutives est croissant vers l'orientation limite. 7 - Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que les orientations proches de l'orientation milieu ont un pas angulaire égal à environ 3 degrés et les orientations proches de l'orientation limite ont leur pas angulaire égal à environ 7 degrés. 8 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que la direction principale de l'orientation milieu est perpendiculaire à un support du corps, ce support étant placé en regard du tube à rayons X. 9 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que le corps est un sein. 10 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce 30 que l'image est reconstruite en une ou plusieurs coupes par rapport à un plan de coupe sensiblement parallèle à celui du détecteur. 11 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 10, caractérisé en ce que la dose d'irradiation totale produite par le tube est déterminée en fonction de l'épaisseur du sein du patient. 35 12 - Dispositif de rayons X pour la mise en oeuvre d'un procédé 25 2905256 26 d'obtention d'une image de tomosynthèse selon l'une quelconque des revendications 1 à 11. 26