Brevet FR2967887A1 — publié le 20120601

DOMAINE TECHNIQUE GENERAL L'invention concerne un mammographe et un procédé de mammographie. ETAT DE L'ART La mammographie est une technique de radiographie permettant d'étudier le sein d'une patiente à des fins cliniques et/ou interventionnelles. Elle permet notamment de dépister à un stade précoce un cancer du sein chez une patiente, et/ou de repérer des lésions préalablement à une intervention chirurgicale. On a représenté schématiquement en Figure 1 un mammographe 50 dans une réalisation connue de l'état de la technique. Le mammographe 50 comprend une source 51 de rayons X apte à émettre un faisceau 52 de rayons X vers un bâti 53 comprenant un bloc inférieur 54, sur laquelle repose le sein 56 d'une patiente, et une plaque supérieure 55, dite pelote de compression. La plaque supérieure 55 est mobile en translation verticale pour permettre de comprimer le sein 56 de la patiente contre le bloc inférieur 54. Le bloc inférieur 54 comprend en outre un détecteur 57, dont la 20 surface de détection 58 est tournée vers le faisceau 52, directement sous le sein 56. Le faisceau 52 de rayons X émis par la source 51 rencontre le sein 56 de la patiente, le détecteur 57 captant alors les rayons X transmis par le sein 56 afin de réaliser une image mammographique. 25 Comme on peut le constater, le faisceau 52 de rayons X a une forme sensiblement conique, en général de section rectangulaire, dont le sommet est un foyer d'émission située au niveau de la source 51. Comme on le comprend, pour pouvoir faire une image de l'intégralité du sein 56 de la patiente, il est nécessaire de disposer d'une distance entre 30 le détecteur 57 et la source 51 supérieure à une certaine valeur, afin d'éviter des troncations du sein à l'image. Or, la compacité du mammographe 50 est notamment caractérisée par la distance entre la source 51 et le détecteur 57. Par conséquent, les dispositifs de l'état de la technique sont peu compacts. Le fait de rapprocher la source 51 du détecteur 57 dans les 5 mammographes de l'état de la technique aurait pour effet de supprimer une partie du sein 56 à l'image. Par ailleurs, les rayons X sont en général émis à partir d'une anode métallique étant impactée en un foyer d'émission par un faisceau d'électrons émis par une cathode. 10 L'augmentation de la taille du foyer d'émission implique une augmentation de la quantité de rayons X qui va être émise pendant la durée d'exposition du détecteur aux rayons. Ceci se traduit par un temps d'acquisition plus court pour une quantité donnée de rayons X atteignant le détecteur, et donc une minimisation des risques de bougé du sein pendant 15 l'acquisition des images, soit de manière ultime une amélioration de la qualité finale des images, ce qui est intéressant pour le praticien. Or, une taille élevée du foyer d'émission, associée à une faible distance entre le détecteur et la source, entraînent, dans les mammographes de l'état de la technique, outre la troncation du sein à 20 l'image précédemment évoquée, une dégradation de la qualité des images par l'apparition de flou. En particulier, la visibilité de certaines zones d'intérêt, comme les micro-calcifications, est dégradée à l'image. Les mammographes de l'état de la technique ne peuvent donc à la fois concilier compacité et qualité des images. 25 Par ailleurs, comme représenté en Figure 2, les mammographes de l'état de la technique nécessitent l'utilisation d'un cache de protection 59 pour repousser la tête de la patiente hors de la zone de prise d'images, comprise entre la source et le détecteur. En effet, dans ces mammographes, la source est disposée au- 30 dessus ou au niveau de la tête de la patiente, selon un axe vertical. Or, de par la position de la patiente sous compression ou de la pression exercée par le cache de protection sur la patiente, le sein de la patiente a tendance à être également repoussé hors de la zone de prise d'images, ce qui présente l'inconvénient de réduire la portion du sein vue par le mammographe, en plus de présenter une source d'inconfort pour la patiente. PRESENTATION DE L'INVENTION L'invention propose de pallier aux inconvénients précités. A cet effet, l'invention propose un mammographe comprenant une source de rayons X, un détecteur de rayons X, ladite source étant apte à émettre au moins un faisceau de rayons X vers le détecteur, pour la réalisation d'une mammographie d'une patiente, ledit mammographe étant caractérisé en ce qu'il comprend un dispositif optique de contrôle de la direction des rayons X, configuré pour contrôler la direction des rayons X émis par la source vers le détecteur, de sorte à ce que lesdits rayons X émis par la source vers le détecteur soient sensiblement parallèles entre eux. L'invention est avantageusement complétée par les caractéristiques suivantes, prises seules ou en une quelconque de leur combinaison techniquement possible : - la source comprend un foyer d'émission des rayons X, le détecteur comprend une surface de détection, et la distance entre ledit foyer d'émission et ladite surface de détection est réglée pour que ledit foyer soit disposé dans une zone située sous la tête de la patiente, selon un axe orthogonal à la surface de détection ; - la distance entre ledit foyer d'émission et ladite surface de détection 25 est comprise entre 5cm et 30cm ; - la source est déplaçable selon une première direction, de façon à augmenter ou réduire la distance entre la source et le détecteur et/ou selon une deuxième direction, de façon à augmenter ou réduire la distance entre la source et le plan du torse de la patiente ; 30 - le dispositif optique de contrôle de la direction des rayons X comprend une pluralité de couches de matériau dans lequel au moins un premier sous-ensemble desdites couches présente un indice de réfraction appartenant à un premier intervalle de valeurs, au moins un deuxième sous-ensemble desdites couches présente un indice de réfraction appartenant à un deuxième intervalle de valeurs, les valeurs du premier intervalle étant supérieures aux valeurs du deuxième intervalle, ou inversement, le dispositif optique comprenant une succession de couches appartenant alternativement au premier sous-ensemble et au deuxième sous-ensemble, et au moins une partie des couches du dispositif présente une région incurvée à l'interface entre lesdites couches ; - la source est adaptée pour émettre une pluralité de faisceaux de rayons X ; - la source est adaptée pour émettre une pluralité de faisceaux à partir d'une pluralité de foyers d'émissions, lesdits foyers étant disposés sur une droite, ou sur une courbe, ou sur une surface ; - la source et/ou le détecteur sont déplaçables relativement en translation l'un par rapport l'autre, et/ou la source et/ou le détecteur sont déplaçables relativement l'un par rapport à l'autre en différentes positions angulaires relatives, afin de réaliser une prise d'images mammographiques tridimensionnelles par tomosynthèse, ou la source et le détecteur sont déplaçables en rotation autour du sein de la patiente ; - le détecteur est apte à détecter l'énergie ou la gamme d'énergie des rayons X émis par la source vers le détecteur, pour la réalisation d'images mammographiques à différentes énergies d'émission de rayons X. L'invention concerne également un procédé de mammographie dans ledit mammographe, caractérisé en ce qu'il comprend l'étape consistant à émettre au moins un faisceau de rayons X à partir de la source vers le détecteur, les rayons X du faisceau étant sensiblement parallèles entre eux. Avantageusement, le procédé comprend une étape consistant à produire un déplacement relatif entre la source et le détecteur, de sorte à ce que des rayons X du faisceau, ou d'une pluralité de faisceaux, émis par la source balaye une partie ou l'ensemble de la surface de détection du détecteur. Avantageusement, la source est apte à émettre une pluralité de faisceaux de rayons X, et le procédé comprend une étape comprenant consistant à déplacer le détecteur relativement à la source, et émettre successivement des sous-ensembles de faisceaux de rayons X parmi la pluralité de faisceaux de rayons de la source, lesdits sous-ensembles de faisceaux étant sélectionnés pour présenter des rayons X dirigés vers le détecteur en déplacement. L'invention présente de nombreux avantages. Un avantage de l'invention est de proposer un mammographe 10 compact, dont la distance entre la source de rayons X et le détecteur est réduit. Un autre avantage de l'invention est de proposer un mammographe réduisant le risque de collision d'une patiente avec la source de rayons X. Un autre avantage encore de l'invention est de faciliter et d'améliorer 15 le positionnement du sein de la patiente dans le mammographe. Un autre avantage encore de l'invention est d'offrir un mammographe compact tout en gardant une bonne qualité d'image. Un autre avantage encore de l'invention est de permettre l'implémentation d'un procédé d'imagerie avec un flux de rayons X élevé. 20 Un autre avantage de l'invention est de permettre une réduction des dépenses thermiques de la source. Enfin, un autre avantage est que l'invention s'applique également aux mammographes pour la mise en oeuvre d'une tomosynthèse et aux mammographes de type scanners. 25 PRESENTATION DES FIGURES D'autres caractéristiques, buts et avantages de l'invention 30 ressortiront de la description qui suit, qui est purement illustrative et non limitative, et qui doit être lue en regard des dessins annexés sur lesquels : - la Figure 1, déjà commentée, est une représentation schématique d'un mammographe selon l'art antérieur ; - la Figure 2, déjà commentée, est une vue d'un mammographe selon l'art antérieur ; - la Figure 3 est une représentation schématique d'un mode de réalisation d'un mammographe selon l'invention ; - la Figure 4 est une représentation schématique d'un mode de réalisation d'éléments d'une source de rayons X selon l'invention ; - les Figures 5A et 5B sont une représentation schématique d'un mode de réalisation d'un dispositif optique de contrôle de la direction des rayons X ; - la Figure 6 est une représentation schématique d'un mode de réalisation d'un mammographe selon l'invention ; - la Figure 7 est une représentation d'un autre mode de réalisation d'un mammographe selon l'invention ; - la Figure 8 est une représentation schématique d'étapes d'un mode de réalisation du procédé selon l'invention ; - les Figures 9A, 9B, 10A, 10B sont des représentations schématiques de sources et de détecteurs selon l'invention. DESCRIPTION DETAILLEE On a représenté en Figure 3 de manière schématique un mode de réalisation d'un mammographe 1 selon l'invention. Le mammographe 1 comprend une source 2 de rayons X et un détecteur 3 de rayons X. La source 2 de rayons X est apte à émettre au moins un faisceau f;,i 25 de rayons X vers le détecteur 3, pour la réalisation d'une mammographie d'une patiente 12. Le mammographe 1 comprend une plaque supérieure 22, dite pelote de compression, et un bloc inférieur 23. La plaque supérieure 22 est mobile en translation verticale pour permettre de comprimer le sein de la patiente 30 12 contre le bloc inférieur 23. Alternativement, ou en complément, c'est le bloc inférieur qui est mobile pour comprimer le sein. Le détecteur 3 comprend une surface de détection 15 tournée vers le faisceau f;,i, sous le sein de la patiente 12. Le détecteur 3 est par exemple un capteur d'image à semi-conducteurs comprenant, par exemple, du phosphore d'iodure de césium (scintillateur) sur une matrice de transistor/photodiode en silicium amorphe. D'autres détecteurs adéquats incluent notamment un capteur CCD. Ces types de détecteur sont donnés à titre d'exemples non limitatifs. Le faisceau f;,i de rayons X émis par la source 2 rencontre le sein de la patiente 12, le détecteur 3 captant les rayons X transmis par le sein afin de réaliser une image mammographique. Il est possible de prévoir une grille anti-diffusante entre la source 2 et le détecteur 3, comprenant des lames d'absorption (« septa ») opaques aux rayonnements, ce qui permet de filtrer les rayons indésirables diffusés par le sein de la patiente 12. Alternativement, ou en complément, une collimation entre la source 2 et le détecteur 3 peut être prévue. De manière classique, le mammographe 1 comprend 15 avantageusement une unité de contrôle 24, une unité de stockage 25 et une unité d'affichage 26. L'unité de contrôle 24 permet de contrôler l'acquisition en fixant plusieurs paramètres d'émission de rayons X par la source 2. L'unité de contrôle 24 commande également le déplacement de la source 2 et/ou du 20 détecteur 3, ainsi que leurs positions relatives. L'unité de contrôle 24 est typiquement un micro-ordinateur et/ou un processeur. L'unité de stockage 25 est connectée à l'unité de contrôle 24 pour l'enregistrement des paramètres et des images acquises. Il est possible de prévoir que l'unité de stockage 25 soit située à l'intérieur de l'unité de 25 contrôle 24 ou à l'extérieur. L'unité de stockage 25 peut être formée par un disque dur ou SSD, ou tout autre moyen de stockage amovible et réinscriptible (clés USB, cartes mémoires etc.). L'unité de stockage 25 peut notamment être une mémoire ROM/RAM de l'unité de contrôle 24, une clé USB, une carte 30 mémoire, une mémoire d'un serveur central, etc. L'unité d'affichage 26 est connectée à l'unité de contrôle 24 pour l'affichage des images acquises et/ou d'informations sur les paramètres de commande de l'acquisition. L'unité d'affichage 26 peut être par exemple un écran d'ordinateur, un moniteur, un écran plat, un écran plasma ou tout autre type de dispositif d'affichage de type connu. Une telle unité d'affichage 26 permet à un praticien de visualiser et contrôler l'acquisition des images par le mammographe. Le mammographe comprend en outre de manière classique des moyens d'interaction pour un praticien, de type clavier. Il est entendu que le découpage fonctionnel des différentes unités de contrôle, d'affichage et de stockage qui viennent d'être décrits peut être 10 différent selon les modes de réalisation et les besoins. Le mammographe 1 comprend en outre un dispositif 10 optique de contrôle de la direction des rayons X, configuré pour contrôler la direction des rayons X émis par la source 2 vers le détecteur 3, de sorte à ce que lesdits rayons X émis par la source 2 vers le détecteur 3 soient 15 sensiblement parallèles entre eux. On a représenté en Figure 4, de manière très schématique, un mode de réalisation de la source 2 de rayons X et du dispositif 10 optique. En général, la source 2 comprend un tube à vide comprenant une anode 27 et une cathode 28 dans lequel un filament 29, typiquement un fil 20 de tungstène enroulé de manière hélicoïdale, est chauffé à haute température par l'intermédiaire d'un courant électrique. Le faisceau d'électrons 30 généré par le filament de la cathode 28 est accéléré vers l'anode 27, par l'intermédiaire d'une tension d'accélération non représentée. Le faisceau d'électrons 30 impacte l'anode 27 en un foyer 31 d'émission de 25 rayons X. Dans certains modes de réalisation, l'anode est inclinée d'un angle donné par rapport au faisceau d'électrons incident (par exemple 45°, donné à titre d'exemple non limitatif). L'interaction entre le faisceau d'électrons 30 incident et le matériau constitutif de l'anode permet de générer les rayons X. 30 Or, le faisceau de rayons X générés par l'anode 27 à partir du foyer 31 d'émission de rayons X est omnidirectionnel. Une partie de ce faisceau de rayons X rencontre alors le dispositif 10 optique de contrôle de la direction des rayons X, qui est configuré pour contrôler la direction desdits rayons X de sorte que lesdits rayons X du faisceau fu en sortie du dispositif 10 soient sensiblement parallèles entre eux. On entend par sensiblement parallèles un faisceau dont les rayons sont parallèles entre eux, ou quasiment parallèles entre eux, à cause des défauts d'optiques du dispositif, comme le comprend aisément l'homme du métier. En général, la source 2 comprend un boîtier de protection (non représenté) entourant ladite source 2, et le dispositif 10 optique est disposé 10 dans ledit boîtier. En général, le dispositif 10 optique est positionné à proximité de l'anode 27, et en particulier à proximité du foyer 31 d'émission de rayons X. Le dispositif 10 optique est donc positionné en sortie de l'anode 27 émettant les rayons X. II peut être disposé dans le tube à vide comprenant 15 l'anode et la cathode ou à l'extérieur dudit tube. Dans un autre mode de réalisation, le dispositif 10 optique est positionné à l'extérieur du boîtier de protection de la source 2. Divers modes de réalisation du dispositif 10 optique sont envisageables. 20 On a représenté en Figures 5A et 5B un mode de réalisation du dispositif 10 optique. Dans ce mode de réalisation, le dispositif 10 optique comprend une pluralité de couches 21 de matériau. En particulier, le dispositif 10 optique repose ici sur l'utilisation d'une 25 succession de couches de matériau présentant alternativement des indices de réfraction élevés et faibles. Des matériaux ayant un indice de réfraction faible sont par exemple des matériaux comme l'osmium, le platine ou l'or (liste non limitative). Des matériaux ayant un indice de réfraction élevé sont par exemple 30 des matériaux comme le beryllium, le lithium hybride, le magnésium (liste non limitative). Ainsi, le dispositif 10 optique comprend au moins un premier sous-ensemble 32 de couches présentant un indice de réfraction appartenant à un premier intervalle de valeurs et au moins un deuxième sous-ensemble 33 de couches présentant un indice de réfraction appartenant à un deuxième intervalle de valeurs, les valeurs du premier intervalle étant supérieures aux valeurs du deuxième intervalle (ou inversement). Dans ce cas, le dispositif 10 optique comprend alors une succession de couches appartenant alternativement au premier sous-ensemble 32 et au deuxième sous-ensemble 33. Dans un cas particulier, le dispositif 10 optique comprend successivement une alternance entre une couche d'un premier matériau ayant un premier indice de réfraction et une couche d'un deuxième matériau ayant un deuxième indice de réfraction, le premier indice étant supérieur au deuxième indice (ou inversement). Le fait d'alterner l'indice de réfraction des couches de matériau constitutifs du dispositif 10 optique permet d'exploiter la propriété physique de réflexion totale, c'est-à-dire qu'un rayon X arrivant à l'interface entre deux matériaux d'indice de réfraction sera totalement réfléchi, sans réfraction, si ledit rayon présente un angle d'incidence inférieur (ou supérieur, selon les conventions choisies) à un angle critique. Un tel dispositif 10 optique permet d'obtenir des rayons X parallèles 20 en sortie dudit dispositif, à partir d'un faisceau de rayons X non parallèles, par exemple de forme conique. Dans un mode de réalisation particulier, le dispositif 10 optique comprend au moins un premier sous-ensemble 32 de couches présentant un indice de réfraction appartenant à un premier intervalle de valeurs, au 25 moins un deuxième sous-ensemble 33 de couches présentant un indice de réfraction appartenant à un deuxième intervalle de valeurs, au moins un troisième sous-ensemble de couches présentant un indice de réfraction appartenant à un troisième intervalle de valeurs, les valeurs du troisième intervalle étant comprises entre les valeurs du deuxième intervalle et du 30 premier intervalle (ou inversement), le dispositif présentant une succession de couches appartenant alternativement au premier sous-ensemble 32, au troisième sous-ensemble et au deuxième sous-ensemble 33. II s'agit ici d'interposer un matériau d'indice de réfraction intermédiaire entre un matériau d'indice de réfraction élevé et un matériau d'indice de réfraction faible. Dans un mode de réalisation avantageux, on utilise un dispositif 10 optique dans lequel, outre une alternance d'indices de réfraction, au moins un sous-ensemble des couches du matériau présente une région incurvée 42 à l'interface entre lesdites couches pour la redirection des rayons X incidents en rayons X parallèles. Ceci est représenté en Figure 5B. L'utilisation de telles régions permet d'augmenter l'intensité du faisceau de rayons X parallèles en sortie du dispositif 10. Avantageusement, chaque région incurvée 42 présente une courbure et/ou un centre de courbure différent d'une couche à l'autre. Avantageusement, chaque région incurvée 42 est constituée d'une pluralité de segments jointifs, chaque segment présentant un rayon de courbure. Avantageusement, chaque segment présente un rayon de courbure constant. Dans le cas d'un segment droit, le rayon de courbure est infini. Le rayon de courbure d'un segment peut être différent ou identique au rayon de courbure des autres segments de la région incurvée 42. Dans un mode de réalisation, la région incurvée 42 est disposée du côté de la face d'entrée 44 des rayons X dans le dispositif 10 optique, tandis que l'interface entre les couches est plane du côté de la face de sortie 45 du dispositif 10 optique. La région des couches dont l'interface est plane joue en fait le rôle de collimateur. Dans un autre mode de réalisation, la région incurvée 42 s'étend sur toute l'interface entre les couches, de la face d'entrée 44 à la face de sortie 45 du dispositif 10. Dans un mode de réalisation particulier, la région incurvée 42 s'étend de la face d'entrée à la face de sortie 45 du dispositif 10 sur une longueur donnée, avec un rayon de courbure donné. La longueur de ladite région 42 est définie comme la longueur permettant d'obtenir, au niveau de la face de sortie 45 du dispositif 10, une tangente à la courbe définie par ladite région qui est horizontale (on entend par horizontal l'axe du rayon central émis par l'anode, et qui correspond à un rayon non divergent). Le choix des matériaux, de leurs épaisseurs, du rayon de courbure, permet de régler le parallélisme des rayons X en sortie du dispositif (par exemple, une tolérance de 0,02° par rapport à l'axe « horizontal »). Dans un mode de réalisation particulier, la région incurvée 42 s'étend de la face d'entrée à la face de sortie 45 du dispositif 10 sur une longueur donnée. La longueur de ladite région 42 s'étend cette fois au-delà de la longueur permettant d'obtenir une tangente à la courbe définie par ladite région qui est horizontale. Ce mode de réalisation permet d'obtenir des rayons dont le parallélisme est amélioré. Le dispositif 10 optique peut présenter plusieurs formes, selon les besoins. Il peut s'agir d'un empilement de couches cylindriques, ou de couches polyédriques (ex : parallélépipède). Avantageusement, les couches du dispositif 10 sont adjacentes les unes aux autres, sans présence de vide interstitiel, ou de matière interstitielle. Avantageusement, les couches sont formées par dépôt conforme. Comme représenté en Figure 5B, le dispositif 10 optique permet de transformer un faisceau de rayons X ayant une forme généralement conique en sortie de l'anode 27 en un faisceau fiJ de rayons X présentant des rayons X sensiblement parallèles entre eux. En particulier, les rayons X situés sur le pourtour du cône, et ayant tendance à diverger par rapport aux rayons centraux, sont réfléchis et redirigés vers le centre du faisceau par l'intermédiaire des couches 21 de matériau du dispositif 10 optique, en particulier les régions incurvées 42. On notera qu'il s'agit donc d'un contrôle passif de la direction des rayons. D'autres modes de réalisation du dispositif 10 sont possibles. Ainsi, il est connu d'utiliser un dispositif 10 optique multicouche et courbé selon une parabole. Cette technologie repose cette fois sur la diffraction et non pas la réflexion totale, et permet d'obtenir des rayons X parallèles (voir par exemple US 2006/0018429). On a représenté de manière schématique en Figure 6 un mode de réalisation d'un mammographe 1 selon l'invention. De manière avantageuse, la source 2 et/ou le détecteur 3 sont mobiles. Avantageusement, la source 2 est déplaçable selon une première direction, de façon à augmenter ou réduire la distance entre la source 2 et le détecteur 3. Ce type de déplacement est schématisé par la flèche 34 verticale en Figure 6. Il est clair que selon la position relative de la source 2 par rapport au détecteur 3, ce déplacement ne sera pas toujours vertical. Ce déplacement est par exemple réalisé par l'intermédiaire d'un rail ou via tout autre système de déplacement adapté et connu de l'homme du métier. Ce déplacement est par exemple commandé par un praticien, via l'unité de contrôle du mammographe et les moyens d'interaction de type clavier. Alternativement, il s'agit d'un déplacement automatique piloté par l'unité de contrôle du mammographe. Avantageusement, la source 2 est déplaçable selon une deuxième direction, de façon à augmenter ou réduire la distance entre la source 2 et le plan du torse de la patiente 12. Ce déplacement est matérialisé par la flèche 35 en Figure 6. Il est entendu que ce déplacement n'est pas nécessairement dans le plan horizontal. Ce déplacement peut être réalisé de diverses manières, comme par exemple par translation de la source 2, ou par un système de rabat de la source 2 ou autre. Avantageusement, la source 2 est déplaçable de manière indépendante à l'ensemble formé par le détecteur 3 et la plaque supérieure 22 servant de pelote de compression. Le déplacement peut être réalisé par tout système de déplacement connu de l'homme du métier, comme un rail, un système de roulement, ou 30 autre. Avantageusement, ce déplacement est commandé par un praticien, via l'unité de contrôle du mammographe et les moyens d'interaction de type clavier. Alternativement, il s'agit d'un déplacement automatique piloté par l'unité de contrôle du mammographe. Dans un mode de réalisation, la source 2 et le détecteur 3 sont déplaçables relativement en translation l'un par rapport l'autre. Avantageusement, cette translation est réalisable selon un ou plusieurs axes appartenant au plan du détecteur 3. La source 2 pourra alors être déplacée, et/ou le détecteur 3. Ceci permet de balayer la surface de détection 15 du détecteur 3 avec des rayons X, et donc de prendre une image de l'ensemble du sein 10 disposée sur le détecteur 3. Ces déplacements relatifs sont réalisés via tout système de déplacement connu de l'homme du métier, et sont applicables à la source 2 et/ou au détecteur 3, selon le cas. D'autres déplacements de la source 2 et/ou du détecteur 3 seront 15 décrits par la suite. Le mammographe selon l'invention permet d'obtenir un ou plusieurs faisceaux de rayons X dont les rayons sont parallèles entre eux. Par conséquent, il est possible d'effectuer un rapprochement relatif de la source 2 et du détecteur 3, sans que l'image du sein ne soit tronquée, 20 comme ce serait le cas avec des faisceaux de rayons X coniques de l'art antérieur. Ceci permet d'obtenir un mammographe compact, dans lequel la distance entre la source 2 et le détecteur 3 est réduite. Avantageusement, la distance entre la surface 15 de détection du détecteur 3 et le foyer 25 d'émission de la source 2, à partir desquels les rayons X sont émis, est inférieure à 70cm, ou à 60cm, ou à 50 cm, ou à 40 cm, ou à 30cm, ou à 20 cm, ou à 10cm. D'autres valeurs sont bien sûr envisageables. Il est clair que la distance entre le foyer d'émissions des rayons X de la source 2 et la surface de détection du détecteur 3 doit rester supérieure à l'épaisseur du 30 sein de la patiente (à laquelle il faut certes ajouter l'épaisseur de la pelote de compression, mais qui peut être négligeable, de l'ordre de quelques millimètres), et ce au moins en position comprimée, de sorte que la patiente puisse positionner son sein entre le bloc inférieur 23 et la pelote de compression 22. En particulier, contrairement aux dispositifs de l'art antérieur, il est possible de régler la distance entre la surface de détection du détecteur 3 et le foyer d'émission pour que ledit foyer d'émission des rayons X de la source 2 soit disposé dans une zone située sous la tête 13 de la patiente 12, selon un axe orthogonal à la surface du détecteur, généralement vertical. Grâce à l'invention, ceci est réalisable sans tronquer l'image du sein. Ceci est représenté en Figure 6 et est applicable quelles que soient la taille et les dimensions de la patiente. Avantageusement, pour couvrir diverses morphologies de patientes, la distance entre la surface de détection du détecteur 3 et le foyer d'émission de la source 2 est comprise entre 5cm et 30cm, ce qui permet d'obtenir un foyer d'émission de rayons X sous la tête de la patiente, ladite distance étant généralement évaluée selon un axe orthogonal à la surface de détection du détecteur, ledit axe étant généralement vertical. Il est entendu que tout sous intervalle de distance compris dans cet intervalle est également compris dans l'invention. En effet, les seins les plus fins ont en général une épaisseur de 20 l'ordre de 2cm en position comprimée, tandis que les seins les plus épais ont une épaisseur de l'ordre d'une dizaine de cm. Par ailleurs, la distance entre la face inférieure du sein et la tête d'une femme, mesurée au niveau du menton de la femme, est comprise pour la quasi-totalité des femmes entre 20 et 30cm. 25 Avec les valeurs citées, le foyer d'émission de rayons X est donc situé dans la zone située sous la tête de la patiente. La distance entre la surface de détection et le foyer d'émission est en général évaluée selon l'axe orthogonal à la surface de détection du détecteur 3. 30 On pourra notamment régler cette distance de manière plus précise en fonction de la distance effective entre la face inférieure du sein de la patiente et la zone située sous la tête de la patiente, au niveau du menton. Grâce à l'invention, on évite ainsi la nécessité d'utiliser un cache de protection, qui servait à repousser la tête de la patiente hors de la zone de prise d'images comprise entre la source et le détecteur. Dans un mode de réalisation avantageux, la source est adaptée pour 5 émettre une pluralité de faisceaux f;,i de rayons X (voir Figures 9 à 10, ultérieurement commentées). Ceci peut être réalisé en utilisant une pluralité de cathodes, chaque cathode étant apte à émettre un faisceau d'électrons vers une ou plusieurs anodes. 10 On obtient alors une pluralité de foyers d'émission de rayons X, et donc une pluralité de faisceaux f;,i de rayons X, présentant des rayons parallèles entre eux. Avantageusement, la source 2 est réglée pour que le foyer d'émission des faisceaux au niveau de l'anode ait une dimension faible, par 15 exemple de l'ordre du micron. Dans le cas de l'émission d'une pluralité de faisceaux f;,i, il est possible d'utiliser une pluralité de dispositifs 10 optiques, situés en sortie d'une ou plusieurs anodes de la source 2, ou alternativement un unique dispositif 10 optique, permettant de contrôler la direction des rayons X, de 20 sorte à ce que lesdits rayons X émis par la source 2 vers le détecteur 3 soient sensiblement parallèles entre eux. Avantageusement, la source 2 est adaptée pour émettre une pluralité de faisceaux f;,i de rayons X à partir d'une pluralité de foyers 31 d'émissions, lesdits foyers 31 étant disposés sur une droite. On obtient donc dans ce cas 25 une source de type unidimensionnelle (cf. Figures 9A et 9B). Alternativement, les foyers d'émission 31 sont disposés sur une courbe (non représenté). Alternativement, les foyers d'émission 31 sont disposés sur une surface (cf. Figures 10A et 10B). On obtient donc dans ce cas une source 2 30 bidimensionnelle. Dans un mode de réalisation, la source 2 et/ou le détecteur 3 sont déplaçables relativement l'un par à l'autre en différentes positions angulaires relatives, afin de réaliser une prise d'images mammographiques tridimensionnelles par tomosynthèse. Le déplacement relatif angulaire peut par exemple consister en un déplacement de la source 2 sur un arc de cercle, ou sur une ligne, ou toute autre trajectoire adaptée aux besoins. Ceci permet d'obtenir une série d'images du sein, correspondant à une série de projections du sein selon différents angles. En général, le déplacement angulaire relatif connaît une amplitude limitée (comprise entre ±7° jusqu'à ±60°, ces valeurs étant données à titre non limitatif). A partir de cet ensemble d'images, on peut reconstruire un ensemble d'images qui décrivent le volume du sein en utilisant des algorithmes de traitement d'image connus de l'homme du métier. Les algorithmes de traitement d'image pour la tomosynthèse comprennent notamment deux grandes familles, qui sont les algorithmes non itératifs et les algorithmes itératifs (exemples d'algorithmes connues de l'homme du métier : « Filter Back Projection (FBP)», « Simultaneous Algebric Reconstruction Technique (SART) »). L'invention est également applicable aux scanners dédiés à l'imagerie du sein. On a représenté en Figure 7 de manière schématique un exemple d'un tel mammographe. Dans ce mode de réalisation, la source 2 et le détecteur 3 sont aptes à être déplacés en rotation autour du sein de la patiente 12 selon un angle généralement compris entre 0 et 360 degrés, ou entre 0 et 180°, ou dans un intervalle angulaire plus réduit compris entre 0 et 360°, pour la réalisation d'images mammographiques tridimensionnelles, comme dans un scanner. Le sein est vu en coupe dans la Figure 7, et est donc représenté par un cercle. L'axe de rotation de l'ensemble comprenant la source et le détecteur est en général l'axe de symétrie du sein passant par le mamelon. On décrira à présent différents modes de réalisation du procédé de mammographie selon l'invention, utilisant l'un ou l'autre des modes de réalisation du mammographe décrits précédemment. Dans un premier temps, le sein de la patiente 12 est positionné sur le bloc inférieur 23 comprenant le détecteur 3, puis comprimée par la pelote de compression 22. Avantageusement, la source 2 est préalablement éloignée selon la deuxième direction, comme décrit auparavant, de façon à augmenter la distance entre la source 2 et le plan du torse de la patiente 12, ce qui permet de laisser un accès au mammographe plus libre à la patiente. Il s'agit donc de mettre la source 2 en retrait de la patiente 12. Une fois le sein de la patiente 12 en place, la source est déplacée à nouveau vers le plan du torse de la patiente 12, par exemple par translation, pour être mise en position en vis-à-vis du détecteur 3. La source 2 peut également être déplacée relativement au détecteur 3 selon la première direction, comme décrit auparavant, de façon à augmenter ou réduire la distance entre la source 2 et le détecteur 3. La source 2 est généralement située dans une zone située sous la tête 13 de la patiente 12, selon un axe vertical, ce qui est possible grâce au dispositif et procédé selon l'invention. Une fois la patiente en place, le procédé de prise d'images mammographiques peut démarrer. Le procédé comprend une étape E1 consistant à émettre au moins un faisceau de rayons X à partir de la source 2 vers le détecteur 3, les rayons X du faisceau f;,i étant sensiblement parallèles entre eux, grâce au dispositif 10 optique précédemment décrit. Le faisceau f;,i de rayons X traverse le sein de la patiente 12 et est collecté par le détecteur 3, pour la réalisation d'images mammographiques. Avantageusement, le procédé comprend une étape E2 consistant à produire un déplacement relatif entre la source 2 et le détecteur 3, de sorte à ce que le faisceau f;,i de rayons X émis par la source 2 balaye une partie ou l'ensemble de la surface 15 de détection du détecteur 3. En général, la surface 15 de détection comprend un ensemble d'éléments de détection. Il est par exemple possible de déplacer le faisceau f;,i de rayons X de sorte à balayer chaque ligne d'éléments de détection de la surface de détection (balayage dit vidéo). Dans un mode de réalisation, la source 2 émet une pluralité de faisceaux f;,i de rayons X, et le procédé comprend une étape E2 consistant à produire un déplacement relatif entre la source 2 et le détecteur 3, de sorte à balayer une partie ou l'ensemble de la surface 15 de détection par des rayons X de la pluralité de faisceaux f;,i. En Figure 9A, la source 2 émet une pluralité de faisceaux f;,i, dont les foyers 31 d'émission sont situées sur une droite (source unidimensionnelle). Pour balayer la surface de détection 15 du détecteur 3, la source 2 est déplacée en translation relativement au détecteur 3. En Figure 9B, la source émet une pluralité de faisceaux f;,i, dont les foyers d'émission 31 sont situées sur une droite (source unidimensionnelle). De même, le détecteur 3 présente une surface de détection unidimensionnelle, c'est-à-dire que les éléments de détection sont répartis principalement selon un axe. Afin de pouvoir obtenir une image complète du sein de la patiente, la source 2 et le détecteur 3 sont déplacés conjointement, notamment en translation. De manière générale, il est avantageux d'implémenter l'étape E3 consistant à émettre successivement des sous-ensembles de faisceaux de rayons X parmi la pluralité de faisceaux f;,i de rayons X de la source 2. L'étape E3 consiste à : - déplacer le détecteur 3 relativement à la source 2, et - émettre successivement des sous-ensembles de faisceaux de rayons X parmi la pluralité de faisceaux f;,i de rayons X de la source 2, lesdits sous-ensembles de faisceaux étant sélectionnés pour présenter des rayons X dirigés vers le détecteur 2 en déplacement (c'est-à-dire vers sa surface de détection 15). Chaque sous-ensemble de faisceaux est émis à un instant t, correspondant à l'instant t où les rayons X dudit sous-ensemble de faisceaux peuvent atteindre la surface de détection 15 du détecteur 3 en mouvement. L'avantage de ce mode de réalisation est de limiter la montée en température de la source 2 et de ses composants (cathode, filament de la cathode, anode etc..), puisque tous les faisceaux f;,i de rayons X ne sont pas émis en permanence. Ceci permet d'améliorer le bilan thermique de la source 2, et donc sa durée de vie. On a représenté en Figure 10A le cas d'une source 2 adaptée pour émettre une pluralité de faisceaux f;,i à partir d'une pluralité de foyers 31 d'émissions, lesdits foyers 31 étant disposés sur une surface 22 (source bidimensionnelle). On a ici envisagé le cas d'un détecteur 3 présentant une surface de détection unidimensionnelle, c'est-à-dire dont les pixels sont répartis principalement selon un axe. Dans ce cas, il est avantageux d'implémenter l'étape E3 précédemment décrite. Dans ce cas, le détecteur 3 est déplacée en translation relativement à la source 2, afin d'obtenir une image de tout le sein, et différents faisceaux de rayons X sont successivement émis vers la détecteur 3 en déplacement, notamment ligne par ligne. En Figure 10B, on a représenté le cas d'une source 2 adaptée pour émettre une pluralité de faisceaux f;,i à partir d'une pluralité de foyers 31 d'émissions, lesdits foyers 31 étant disposés sur une surface 22 (source bidimensionnelle). On a également envisagé le cas d'un détecteur 3 présentant une surface de détection 15 bidimensionnelle, c'est-à-dire dont les pixels sont répartis sur un ensemble de lignes successives. Dans ce cas, il est clair qu'en fonction de l'espacement entre les foyers d'émission 31, et de la densité des faisceaux de rayons X, certains éléments de détection de la surface de détection 15 pourraient ne pas être atteints par des rayons X. Il est donc avantageux d'effectuer une étape consistant à produire un déplacement relatif entre la source 2 et le détecteur 3, de sorte à ce que les faisceaux f;,i de rayons X émis par la source 2 balayent une partie ou l'ensemble de la surface 15 de détection du détecteur 3 afin que l'ensemble des éléments de détection de ladite surface puisse recevoir les rayons X émis par la source et transmis par le sein. D'autres modes de réalisation sont envisageables, selon la disposition des faisceaux de rayons X, leur densité, leur nombre, le type de surface de détection, la forme de la surface de détection, etc. L'homme du métier saura adapter les modes de réalisation qui viennent d'être décrits aux besoins et applications du mammographe. Dans un mode de réalisation du procédé de mammographie, la source 2 émet plusieurs faisceaux de rayons X chacun dans un certain spectre d'énergies (et donc de fréquences), chaque spectre étant différent des autres spectres. Un filtre est positionné à la sortie de la source 2, et permet de sélectionner et de filtrer l'énergie ou la gamme d'énergie désirée. Ceci permet d'obtenir une succession d'images obtenues avec des rayons X d'énergies différentes. Le traitement mathématique de ces images permet notamment d'avoir des informations sur la composition du sein (tissus adipeux, fibroglandulaires, etc.), étant donné que les tissus différents ont un coefficient d'atténuation différent selon l'énergie des rayons X incidents. Alternativement, ou en complément, c'est le détecteur 3 lui-même qui joue le rôle de filtre énergétique des rayons X. Dans ce cas, le détecteur 3 est apte à détecter l'énergie ou la gamme d'énergie des rayons X émis par la source 2 vers le détecteur 3, pour la réalisation d'images mammographiques à différentes énergies d'émission de rayons X. Ce type de détecteur repose en général sur une technologie à comptage de photons, comprenant la capacité de discriminer l'énergie des photons et la création d'un signal électrique corrélé à l'énergie desdits photons. Comme décrit précédemment, l'invention est applicable à la mammographie par tomosynthèse. Dans ce cas, la source 2 et/ou le détecteur 3 sont déplacés relativement l'un par à l'autre en différentes positions angulaires relatives, afin de réaliser une prise d'images mammographiques tridimensionnelles par tomosynthèse. Le déplacement relatif angulaire peut par exemple consister en un déplacement de la source 2 sur un arc de cercle, ou sur une ligne, ou toute autre trajectoire adaptée aux besoins. Ceci permet d'obtenir une série d'images du sein, correspondant à une série de projections du sein selon différents angles. En général, le déplacement angulaire relatif connaît une amplitude limitée (comprise entre ±7° jusqu'à ±60°, ces valeurs étant données à titre non limitatif). A partir de cet ensemble d'images, on reconstruit un ensemble d'images qui décrivent le volume du sein en utilisant des algorithmes de traitement d'image connus de l'homme du métier. Les algorithmes de traitement d'image pour la tomosynthèse comprennent notamment deux grandes familles, qui sont les algorithmes non-itératifs et les algorithmes itératifs (exemples d'algorithmes : « Filter Back Projection (FBP)», « Simultaneous Algebric Reconstruction Technique (SART) »). L'invention est de même applicable aux mammographes de type scanner, dans lesquels la source et le détecteur sont mis en rotation relativement au sein, d'un angle généralement compris entre 0 et 360 degrés. Comme on peut le constater, l'invention présente de nombreux avantages. Le mammographe obtenu selon l'invention est compact, avec une distance entre la source et le détecteur pouvant être réduite, grâce à l'utilisation de rayons X parallèles. Cette compacité est avantageuse, notamment pour le positionnement d'un mammographe dans des zones de volume réduit. Par exemple, il est avantageux de disposer le mammographe selon l'invention dans un véhicule, par exemple de type camion, bus, ou autre, afin d'accéder à des zones de population ne pouvant ou ne souhaitant pas se déplacer pour effectuer des examens mammographiques. Ainsi, l'invention propose également un véhicule comprenant un mammographe tel que décrit. Avantageusement, le mammographe est couplé à un dispositif de télétransmission, afin de réaliser une interprétation radiologique à distance, dans le cas où le radiologue est situé sur un site différent. De plus, l'invention propose un mammographe réduisant le risque de collision d'une patiente avec la source de rayons X, étant donné que la source peut être située sous la tête de la patiente, sans que l'image du sein ne soit tronquée. On note également que l'invention facilite et améliore le positionnement du sein de la patiente dans le mammographe, puisqu'aucun cache de protection n'est à utiliser, et que le détecteur peut être éloigné du plan du torse de la patiente pendant le positionnement. Malgré sa compacité, le mammographe garde une bonne qualité d'image et offre un flux de rayons élevé, puisque ceux-ci sont contrôlés pour être dirigés vers le détecteur, malgré la distance réduite entre la source et le détecteur. Un autre avantage de l'invention est de permettre une réduction des dépenses thermiques de la source, notamment dans le cas où des sous-ensembles de faisceaux de rayons X sont successivement émis, comme précédemment décrit. Enfin, un autre avantage est que l'invention s'applique également aux mammographes pour la mise en oeuvre d'une tomosynthèse, et aux mammographes de type scanner. L'invention connaît donc de nombreuses applications et présente de nombreux avantages.20 REVENDICATIONS1. Mammographe (1) comprenant une source (2) de rayons X, un détecteur (3) de rayons X, ladite source (2) étant apte à émettre au moins un faisceau (f;,i) de rayons X vers le détecteur (3), pour la réalisation d'une mammographie d'une patiente (12), ledit mammographe (1) étant caractérisé en ce qu'il comprend un dispositif (10) optique de contrôle de la direction des rayons X, configuré pour contrôler la direction des rayons X émis par la source (2) vers le détecteur (3), de sorte à ce que lesdits rayons X émis par la source (2) vers le détecteur (3) soient sensiblement parallèles entre eux. 2. Mammographe (1) selon la revendication 1, dans lequel la source (2) comprend un foyer d'émission des rayons X, le détecteur (3) comprend une surface (15) de détection, et la distance entre ledit foyer d'émission et ladite surface (15) de détection est réglée pour que ledit foyer soit disposé dans une zone située sous la tête (13) de la patiente (12), selon un axe orthogonal à la surface de détection. 3. Mammographe (1) selon l'une des revendications 1 ou 2, dans lequel la source (2) comprend un foyer d'émission des rayons X, le détecteur (3) comprend une surface de détection, et la distance entre ledit foyer d'émission et ladite surface (15) de détection est comprise entre 5cm et 30cm. 4. Mammographe (1) selon l'une des revendications 1 à 3, dans lequel la 30 source (2) est déplaçable selon une première direction, de façon à augmenter ou réduire la distance entre la source (2) et le détecteur (3) et/ouselon une deuxième direction, de façon à augmenter ou réduire la distance entre la source (2) et le plan du torse de la patiente (12). 5. Mammographe (1) selon l'une des revendications 1 à 4, dans lequel le 5 dispositif (10) optique de contrôle de la direction des rayons X comprend une pluralité de couches (21) de matériau dans lequel : - au moins un premier sous-ensemble (32) desdites couches présente un indice de réfraction appartenant à un premier intervalle de valeurs, au moins un deuxième sous-ensemble (33) desdites 10 couches présente un indice de réfraction appartenant à un deuxième intervalle de valeurs, les valeurs du premier intervalle étant supérieures aux valeurs du deuxième intervalle, ou inversement, le dispositif (10) optique comprenant une succession de couches appartenant alternativement au premier sous-ensemble (32) et au 15 deuxième sous-ensemble (33), et - au moins une partie des couches (21) du dispositif présente une région incurvée (42) à l'interface entre lesdites couches. 6. Mammographe (1) selon l'une des revendications 1 à 5, dans lequel la 20 source est adaptée pour émettre une pluralité de faisceaux (f;,i) de rayons X. 7. Mammographe (1) selon l'une des revendications 1 à 6, dans lequel la source (2) est adaptée pour émettre une pluralité de faisceaux (f;,i) à partir d'une pluralité de foyers (17) d'émissions, lesdits foyers (17) étant disposés 25 - sur une droite, ou sur une courbe, ou sur une surface. 8. Mammographe (1) selon l'une des revendications 1 à 7, dans lequel 30 - la source (2) et/ou le détecteur (3) sont déplaçables relativement en translation l'un par rapport l'autre, et/ou - la source (2) et/ou le détecteur (3) sont déplaçables relativement l'un par rapport à l'autre en différentes positions angulaires relatives, afin de réaliser une prise d'images mammographiques tridimensionnelles par tomosynthèse, ou la source (2) et le détecteur (3) sont déplaçables en rotation autour du sein de la patiente (12). 9. Mammographe selon l'une des revendications 1 à 8, dans lequel le détecteur (3) est apte à détecter l'énergie ou la gamme d'énergie des rayons X émis par la source (2) vers le détecteur (3), pour la réalisation d'images mammographiques à différentes énergies d'émission de rayons X. 10 10. Procédé de mammographie dans un mammographe (1), caractérisé en ce que le mammographe (1) comprend une source (2) de rayons X, un détecteur (3) de rayons X, comprenant une surface (15) de 15 détection, un dispositif (10) optique de contrôle de la direction des rayons X, configuré pour contrôler la direction de rayons X émis par la source (2) vers le détecteur (3), de sorte à ce que lesdits rayons X soient sensiblement parallèles entre eux, 20 ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend l'étape consistant à : - émettre (E1) au moins un faisceau de rayons X à partir de la source (2) vers le détecteur (3), les rayons X du faisceau (f;,i) étant sensiblement parallèles entre eux. 25 11. Procédé selon la revendication 10, consistant à produire (E2) un déplacement relatif entre la source (2) et le détecteur (3), de sorte à ce que des rayons X du faisceau (f;,j), ou d'une pluralité de faisceaux (f;,j), émis par la source (2) balaye une partie ou l'ensemble de la surface (15) de détection du détecteur (3) 30 12. Procédé selon l'une des revendications 10 ou 11, dans lequel la source (2) est apte à émettre une pluralité de faisceaux (f;,i) de rayons X, et comprenant l'étape (E3) consistant à 5- déplacer le détecteur (3) relativement à la source (2), et - émettre successivement des sous-ensembles de faisceaux de rayons X parmi la pluralité de faisceaux (f;,i) de rayons de la source (2), lesdits sous-ensembles de faisceaux étant sélectionnés pour présenter des rayons X dirigés vers le détecteur (2) en déplacement. 10