Brevet FR3160311A1 — publié le 20250926

L’invention concerne un appareil (100, 200) de mammographie à rayons X. Selon l’invention, l’appareil comprend une première source (10a) émettant un premier flux (11a) de rayons X, une deuxième source (10b) émettant un deuxième flux (11b) de rayons X, un détecteur (30) d’image de rayons X agencé dans une première configuration d’imagerie pour capter le premier flux (11a) de rayons X transmis à travers une partie du sein et, respectivement, dans une deuxième configuration d’imagerie pour capter le deuxième flux (11b) de rayons X transmis, ledit appareil (100, 200) présentant dans la deuxième configuration d’imagerie un grandissement optique supérieur ou égal à 8 et inférieur à 20 et une unité de traitement (40) configurée pour déterminer une image mammographique par absorption à partir de la première configuration d’imagerie et pour reconstruire, à partir de la deuxième configuration d’imagerie, une image par contraste de phase. Figure pour l’abrégé : Fig. 1 Appareil et méthode de mammographie à rayons X utilisant deux sources de rayons X Domaine technique de l'invention La présente invention concerne de manière générale un appareil et une méthode de mammographie à rayons X. Plus précisément, l’invention concerne un appareil et une méthode de mammographie à rayons X pour la caractérisation des microcalcifications mammaires in-vivo. Etat de la technique Le cancer du sein est aujourd’hui au premier rang des cancers incidents chez les femmes et également la 1ère cause de décès par cancer chez les femmes (685 000 décès en 2020 dans le monde), devant les cancers du poumon et du colon rectum. Il représente un cancer sur quatre incidents chez les femmes. En 2020, 2,3 millions de nouveaux cas ont été constatés dans le monde. Les microcalcifications mammaires sont des dépôts de calcium dans le tissu mammaire et apparaissent sous forme de petits points brillants sur les images classiques de mammographies. Les microcalcifications jouent un rôle crucial dans le dépistage du cancer du sein, en particulier pour les cancers du sein non palpables et sont présentes dans environ un tiers de toutes les lésions malignes détectées lors de la mammographie de dépistage. Les microcalcifications sont plus fréquentes dans les carcinomes canalaires in situ que dans les cancers du sein invasifs. L’imagerie de rayons X par absorption consiste à mesurer les différences d’opacité d’un objet aux rayons X, induites par son inhomogénéité en termes de matériaux ou de densité. La technique d’imagerie de rayons X par absorption est appropriée quand les objets étudiés sont constitués de matériaux présentant des différences d’absorption suffisantes. On connaît des appareils de mammographie à rayons X. Ces appareils sont fonctionnels car ils permettent d’obtenir des images mammographiques par absorption de seins de patient(e)s. Néanmoins, en cas de détection d’objets, par exemple de microcalcifications, il est nécessaire de prélever un échantillon sur le sein de la patiente, ce qui est invasif et douloureux, et d’analyser cet échantillon sur un second appareil d’imagerie à rayons X pour observer de manière plus précise cet objet détecté. Suite au prélèvement d’une macrobiopsie, le praticien peut utiliser le second appareil de radiographie de spécimens pour radiographier cet échantillon. Ces seconds appareils d’imagerie sont fonctionnels car ils permettent d’obtenir des images d’absorption de l’échantillon prélevé. Néanmoins, de telles images présentent un faible contraste et sont peu résolues spatialement, limitant ainsi leur utilisation. En outre, l’utilisation de telles images peut conduire à des erreurs causées par le faible contraste et la faible résolution de ces images. Toutefois, à ce jour, les systèmes de radiographie de spécimen disponibles dans le commerce sont basés sur la technique d’imagerie de rayons X dite par absorption et fournissent des images de faible résolution spatiale. De ce fait, dans ce cas, au moins deux appareils d’imagerie à rayons X sont nécessaires, ce qui engendre des problèmes de coûts, de place et de temps d’analyse et d’implémentation car l’analyse et l’imagerie de l’échantillon est souvent réalisée à un autre endroit que l’image mammographiques par absorption. L’analyse des microcalcifications pour distinguer leurs types est très utile pour discerner les caractéristiques des lésions mammaires et améliorer ainsi le diagnostic précoce du cancer du sein. A ce jour, l’analyse des microcalcifications se fait principalement dans les services d’anatomopathologie sur des prélèvements de tissus réalisés lors de macrobiopsies du sein de la patiente. Les anatomopathologistes réalisent ainsi des études pathologiques par microscopie optique sur des échantillons préparés à partir des macrobiopsies. Ces analyses par microscopie optique nécessitent une préparation des échantillons qui prend du temps, est coûteuse et retarde l’obtention des résultats. En outre, la détection d’une zone suspecte implique nécessairement une macrobiopsie, ce qui est fastidieux et inconfortable pour la patiente. Il est souhaitable de proposer un appareil et une méthode permettant la détection et l’analyse in vivo de microcalcifications afin de permettre de les distinguer et les classifier en différent types, rapidement, de manière efficace et sans douleur pour le ou la patiente. Présentation de l'invention Afin de remédier aux inconvénients précités de l’état de la technique, la présente invention propose un appareil de mammographie à rayons X utilisant deux sources de rayons X, ledit appareil comprenant au moins: - une plate-forme pour sein et une tablette de compression agencées pour positionner et immobiliser une partie d’un sein d’une patiente ; - une première source de rayons X mobile agencée dans une première configuration d’imagerie pour émettre, depuis un spot d’émission présentant un diamètre supérieur ou égal à 50 micromètres (µm), de préférence compris entre 50 µm et 2 mm, un premier flux de rayons X en direction d’une partie du sein de la patiente, la partie du sein étant immobilisée entre la plate-forme et la tablette de compression, - une deuxième source de rayons X mobile agencée dans une deuxième configuration d’imagerie pour émettre, depuis un spot d’émission présentant un diamètre compris entre 1 µm et 20 µm, un deuxième flux de rayons X, le deuxième flux de rayons X étant dirigé vers une portion de la partie du sein de la patiente immobilisée, - un détecteur d’image de rayons X agencé dans la première configuration d’imagerie pour capter le premier flux de rayons X transmis à travers la partie du sein et, respectivement, dans la deuxième configuration d’imagerie pour capter le deuxième flux de rayons X transmis à travers la portion de la partie du sein, - la plate-forme et la tablette de compression étant situées entre le détecteur d’image de rayons X et la première source de rayons X dans la première configuration d’imagerie ou, respectivement, entre le détecteur d’image de rayons X et la deuxième source de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie, - un support de source sur lequel sont montées la première source de rayons X et la deuxième source de rayons X, ledit support de source étant agencé pour positionner de manière alternée la première source de rayons X dans la première configuration d’imagerie et la deuxième source de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie , - une unité de commande configurée pour activer ou désactiver au moins la première source de rayons X dans la première configuration d’imagerie ou la deuxième source de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie, ladite activation de la première source de rayons X ou de la deuxième source de rayons X étant effectuées de manière alternée (ou asynchrone), ledit appareil présentant dans la deuxième configuration d’imagerie une distance entre la deuxième source de rayons X et le détecteur d’image de rayons X comprise entre 80 cm et 1,6 m et un grandissement optique supérieur ou égal à 8 et inférieur à 20 et - une unité de traitement configurée pour déterminer une image mammographique par absorption de la partie du sein de la patiente à partir du premier flux de rayons X capté par le détecteur d’image de rayons X dans la première configuration d’imagerie et pour reconstruire, à partir du deuxième flux de rayons X capté par le détecteur d’image de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie, une image par contraste de phase de la portion de la partie du sein de la patiente. Grâce à l’agencement de l’appareil selon la présente divulgation, il est possible d’obtenir deux configurations d’imageries distinctes qui permettent de déterminer avec un même appareil et un même détecteur d’image de rayons X, une image mammographique par absorption d’une partie du sein et une image par contraste de phase d’une portion de la partie du sein de la patiente précédemment imagée, avec un plus fort grandissement optique que l’image mammographique par absorption. De ce fait, avec un tel appareil, des gains de volume, de coût d’implémentation et de durée d’analyse sont réalisés par rapport aux techniques et appareils selon l’état de l’art qui nécessitent au moins deux appareils d’imagerie distincts. En outre, grâce à un tel appareil, il n’est plus nécessaire de réaliser de macrobiopsie du sein de la patiente pour les cas bénins, ce qui simplifie l’acquisition de l’image par contraste de phase et améliore son temps d’implémentation tout en améliorant le confort de la patiente. Ensuite, l’agencement des deux sources de rayons X sur le support de source, de la tablette de compression, du support pour sein et du détecteur d’image de rayons X permet d’obtenir dans la deuxième configuration d’imagerie, un grandissement optique élevé, ce qui permet de capter un déphasage particulier sur le détecteur imageur et d’analyser ce déphasage pour pouvoir utiliser l’imagerie par contraste de phase. L’utilisation de l’imagerie par contraste de phase permet de reconstruire des images de la portion de la partie du sein imagée dans la deuxième configuration avec un fort contraste et une haute résolution spatiale en 2D. D’autres caractéristiques avantageuses et non limitatives de l’appareil conforme à l’invention, prises individuellement ou selon toutes les combinaisons techniquement possibles, sont les suivantes. Selon un aspect particulier et avantageux, l’appareil présente dans la première configuration d’imagerie une distance entre la première source de rayons X et le détecteur comprise entre 50 cm et 120 cm et un grandissement optique supérieur ou égal à 1 et inférieur ou égal à 2. Selon un autre aspect particulier et avantageux, dans la deuxième configuration d’imagerie, le deuxième flux de rayons X transmis à travers la tablette de compression et la plate-forme se propage en champ libre vers le détecteur d’image de rayons X. Dans un exemple de réalisation, le support de source comporte un rail et dans lequel l’unité de commande est configurée pour déplacer au moins la première source et la deuxième source le long du rail du support de source de manière à positionner : i) soit la première source de rayons X dans la première configuration d’imagerie, ii) soit la deuxième source de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie. Avantageusement, dans la première configuration d’imagerie, le détecteur d’image de rayons X est positionné en regard de la première source de rayons X, et dans la deuxième configuration d’imagerie, le détecteur d’image de rayons X est positionné en regard de la deuxième source de rayons X. Avantageusement, dans la première configuration d’imagerie, la première source de rayons X est disposée de façon à émettre le premier flux de rayons X dans un cône d’émission autour d’un axe de propagation orienté verticalement et dirigé vers le sol et, dans lequel, dans la deuxième configuration d’imagerie, la deuxième source de rayons X est disposée de façon à émettre le deuxième flux de rayons X dans un cône d’émission autour d’un axe de propagation orienté verticalement et dirigé vers le sol. De façon avantageuse, le détecteur d’image de rayons X comprend une matrice de pixels présentant une première dimension spatiale et une deuxième dimension spatiale, la première dimension spatiale étant supérieure ou égale à 10 cm et la deuxième dimension spatiale étant supérieure ou égale à 10 cm. Avantageusement, l’unité de traitement est configurée pour déterminer, par utilisation d’un algorithme détection de contour sur ladite image par contraste de phase, la présence d’un objet dans ladite image par contraste de phase et une morphologie de chaque objet détecté. Dans un exemple de réalisation, l’appareil comprend au moins un des éléments suivants : un support sur lequel sont montés au moins le support de source, la plate-forme pour sein et la tablette de compression, le détecteur d’image de rayons X, un boîtier associé au support, le boîtier accueillant au moins le support de source, la première source de rayons X et la deuxième source de rayons X, la plate-forme pour sein et la tablette de compression, le détecteur d’image de rayons X, un dispositif de maintien du support au sol. Selon un aspect particulier et avantageux, l’appareil comprend un dispositif d’ajustement du détecteur configuré pour déplacer le détecteur suivant au moins une direction spatiale de façon à ajuster la distance entre le détecteur et la première source de rayons X dans la première configuration d’imagerie ou de façon à ajuster la distance entre le détecteur et la deuxième source de rayons X dans la seconde configuration d’imagerie, et/ou le dispositif d’ajustement étant adapté pour régler une orientation du détecteur suivant au moins une rotation. Selon un aspect particulier et avantageux, l’appareil comprend un dispositif d’ajustement en position de la plate-forme pour sein et de la tablette de compression, le dispositif d’ajustement en position étant adapté pour régler une position de la plate-forme pour sein et de la tablette de compression par rapport à la première source de rayons X dans la première configuration d’imagerie ou par rapport à la deuxième source de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie. Selon un autre aspect particulier et avantageux, l’appareil comprend un autre dispositif d’ajustement en position et/ou en orientation du support de source pour régler une position dudit support de source par rapport au détecteur d’image de rayons X suivant au moins une direction spatiale, ladite au moins une direction spatiale correspondant à une translation dudit support de source par rapport au détecteur d’image de rayons X et/ou pour ajuster en orientation le support de source par rapport au détecteur d’image de rayons X selon au moins un angle de rotation. De façon avantageuse, dans la première configuration d’imagerie, l’unité de commande est configurée pour déplacer la première source de rayons X en différentes positions le long du support de source (62) et, pour chaque position, déterminer une image mammographique par absorption et une image par contraste de phase. Dans une application, ledit appareil est configuré pour reconstruire : une image mammographique par absorption d’une partie du sein de la patiente par tomosynthèse à partir d’au moins trois images par absorption de ladite partie du sein de la patiente, les trois images par absorption étant prises selon trois orientations distinctes et/ou une image par contraste de phase par tomosynthèse de la portion de la partie du sein de la patiente à partir d’au moins trois images par contraste de phase de ladite portion de la partie du sein de la patiente, les trois images par contraste de phase étant prises selon trois orientations distinctes. L’invention propose également une méthode de mammographie à rayons X comprenant les étapes suivantes : - arrangement d’un appareil selon la présente divulgation dans une première configuration d’imagerie, la première source de rayons X, la plate-forme pour sein, la tablette de compression, la cale et le détecteur étant disposés selon la première configuration d’imagerie, une partie d’un sein 1 d’une patiente étant immobilisé entre la plate-forme et la tablette de compression; - émission d’un premier flux de rayons X depuis le spot d’émission de la première source de rayons X en champ libre et en direction de la partie du sein de la patiente immobilisée entre la plate-forme et la tablette de compression, le spot d’émission de la première source de rayons X présentant un diamètre supérieur ou égal à 50 µm ; - détection d’une première image de rayons X en intensité via le détecteur pour obtenir une première image d’absorption d’une partie du sein 1 de la patiente ; - arrangement du même appareil dans une deuxième configuration d’imagerie, la deuxième source de rayons X, la plate-forme pour sein, la tablette de compression, la cale et le détecteur étant disposés selon la première configuration d’imagerie, la partie d’un sein d’une patiente étant immobilisé entre la plate-forme et la tablette de compression, ledit appareil présentant dans la deuxième configuration d’imagerie une distance entre la deuxième source de rayons X et le détecteur d’image de rayons X comprise entre 80 cm et 1,6 m et un grandissement optique supérieur ou égal à 8 et inférieur à 20 ; - émission d’un deuxième flux de rayons X depuis le spot d’émission de la deuxième source de rayons X en champ libre et en direction d’une portion de la partie du sein de la patiente immobilisée entre la plate-forme et la tablette de compression, le spot d’émission de la deuxième source de rayons X présentant un diamètre compris entre 1 µm et 20 µm ; - détection d’une deuxième image de rayons X en intensité via le détecteur ; - traitement de la deuxième image pour déterminer une image du déphasage et reconstruire, à partir de cette image du déphasage, une image par contraste de phase de la portion de la partie du sein de la patiente. Bien entendu, les différentes caractéristiques, variantes et formes de réalisation de l'invention peuvent être associées les unes avec les autres selon diverses combinaisons dans la mesure où elles ne sont pas incompatibles ou exclusives les unes des autres. Description détaillée de l'invention La description qui va suivre en regard des dessins annexés, donnés à titre d’exemples non limitatifs, fera bien comprendre en quoi consiste l’invention et comment elle peut être réalisée. Sur les dessins annexés : FIG. 1 est une représentation schématique en vue de profil d’un appareil selon un premier mode de réalisation utilisé dans une première configuration d’imagerie ; FIG. 2 est une représentation schématique en vue de face de l’appareil du premier mode de réalisation utilisé dans la première configuration d’imagerie ; FIG. 3 est une représentation schématique zoomée en vue de face d’un support de source utilisé dans l’appareil selon le premier mode de réalisation utilisé dans la première configuration d’imagerie ; FIG. 4 est une représentation schématique en vue en coupe d’une première image en intensité de rayons X obtenue par une unité de traitement de l’appareil selon le premier mode de réalisation utilisé dans la première configuration d’imagerie ; FIG. 5 illustre une image mammographique par absorption de rayons X obtenue avec l’appareil selon le premier mode de réalisation utilisé dans la première configuration d’imagerie ; FIG. 6 est une représentation schématique en vue de profil de l’appareil selon le premier mode de réalisation utilisé dans une deuxième configuration d’imagerie ; FIG. 7 est une représentation schématique en vue de face de l’appareil selon le premier mode de réalisation utilisé dans la deuxième configuration d’imagerie ; FIG. 8 est une représentation schématique zoomée en vue de face du support de source de l’appareil selon le premier mode de réalisation dans la deuxième configuration d’imagerie FIG. 9 est une représentation schématique d’une deuxième image d’un déphasage déterminée par une unité de traitement de l’appareil selon le premier mode de réalisation utilisé dans la deuxième configuration d’imagerie; FIG. 10 illustre une série d’images (10A, 10B, 10C) d’absorption de différentes taches visibles sur les images d’absorption obtenues avec l’appareil selon le premier mode de réalisation dans la première configuration d’imagerie et une série d’images (10D, 10E, 10F) par contraste de phase des mêmes taches reconstruites à partir de la deuxième configuration d’imagerie ; FIG. 11 est une représentation schématique en vue de profil d’un appareil selon un deuxième mode de réalisation utilisé dans la première configuration d’imagerie ; FIG. 12 est une représentation schématique en vue de face de l’appareil selon le deuxième mode de réalisation utilisé dans la première configuration d’imagerie ; FIG. 13 est une représentation schématique en vue de profil d’un appareil selon un deuxième mode de réalisation utilisé dans la deuxième configuration d’imagerie ; FIG. 14 est une représentation schématique en vue de face de l’appareil selon le deuxième mode de réalisation utilisé dans la deuxième configuration d’imagerie ; FIG. 15 est une représentation schématique d’un procédé selon la présente invention. Appareil Il va maintenant être décrit à l’aide des figures 1 à 10 un premier mode de réalisation d’un appareil 100 de mammographie à rayons X utilisant deux sources de rayons X. Comme décrit dans la présente divulgation, l’appareil 100 présente deux configurations d’imagerie, une première configuration d’imagerie utilisant une première source 10a de rayons X pour déterminer une image mammographique par absorption d’une partie d’un sein 1 d’un(e) patient(e), ci-après la patiente, et une deuxième configuration d’imagerie utilisant une deuxième source 10b de rayons X pour reconstruire une image par contraste de phase d’une portion de la partie du sein 1 de la patiente. A cet effet, l’appareil 100 comprend la première source 10a de rayons X, la deuxième source 10b de rayons X, une plate-forme 20 pour soutenir le sein examiné ainsi qu’une tablette de compression 22, un détecteur d’image 30 de rayons X, une unité de traitement 40, une unité de commande 51 et un support de source 62. Comme explicité de manière détaillée ci-dessous, la première source 10a de rayons X et la deuxième source 10b de rayons X sont utilisées de manière alternée, notamment ici la première source est utilisée dans la première configuration d’imagerie et la deuxième source est utilisée dans la deuxième configuration d’imagerie. Il va maintenant être décrit à l’aide des figures 1 à 5, la première configuration d’imagerie de l’appareil 100 et un exemple d’image de mammographie obtenue dans cette première configuration d’imagerie. Comme cela est illustré en figures 1 à 3, dans la première configuration d’imagerie, la première source 10a de rayons X est agencée pour émettre depuis un spot d’émission un premier flux 11a de rayons X en direction du sein 1 de la patiente. Typiquement, le spot d’émission de la première source 10a de rayons X présente un diamètre Da supérieur ou égal à 50 µm, de préférence compris entre 50 µm et 2 mm. Le diamètre Da du spot d’émission est le diamètre minimum du premier flux 11a de rayons X aussi appelé diamètre de focalisation de la première source 10a de rayons X. Dans la première configuration d’imagerie, la tablette de compression 22 est espacée de la première source 10a de rayons X d’une distance d1a comprise en 20 cm et 1 m, de préférence entre 50 cm et 1 m afin de régler une valeur de grandissement de l’appareil 100 dans la première configuration d’imagerie qui sera explicitée ci-dessous. Cette distance d1a est déterminée entre un plan P1a du spot d’émission de la première source 10a de rayons X, ici orienté perpendiculairement à l’axe Aa de propagation de la première source 10a de rayons X (ou perpendiculaire à l’axe z) et un plan P2a de la tablette de compression 22 orienté parallèlement au plan d’émission P1a de la première source 10a de rayons X et perpendiculairement à l’axe de propagation Aa de la première source 10a de rayons X. Ici, le plan de la deuxième surface principale 25 de la tablette de compression 22 est confondu avec ce plan P2a. Dans la première configuration d’imagerie, le détecteur 30 d’image de rayons X est positionné à une distance d2a de la première source 10a de rayons X comprise entre 50 cm et 120 cm, de préférence entre 60 cm et 80 cm de la première source 10a de rayons X. Cette distance d2a est déterminée entre le plan d’émission P1a de la première source 10a de rayons X et un plan P3 du détecteur d’image 30 de rayons X orienté parallèlement au plan P1a du spot d’émission de la première source 10a de rayons X et perpendiculairement à l’axe de propagation Aa du premier flux 11a de rayons X. Ici, le plan P3 est compris dans une surface active 31 du détecteur d’image 30 de rayons X qui est décrite ci-dessous. La distance d1a première source 10a – tablette de compression 22 et la distance d2a première source 10a – détecteur d’image 30 de rayons X permettent de définir un premier grandissement optique de l’appareil 100 comme étant le ratio entre la distance d1a (distance séparant la première source 10a de rayons X de la tablette de compression 22) et la distance d2a (distance séparant la première source 10a de rayons X du détecteur 30 d’image de rayons X). Ici notamment, dans cette configuration, le premier grandissement optique de l’appareil 100 est supérieur ou égal 1 et inférieur ou égal 2. De préférence, le premier grandissement optique de l’appareil 100 est compris entre 1 et 2 afin d’obtenir une meilleure résolution sur l’image mammographique par absorption du sein 1 de la patiente avec l’appareil 100 dans la première configuration. Comme cela est illustré en FIG. 1 , le premier flux 11a de rayons X émis par la première source 10a de rayons X présente un axe de propagation Aa orienté verticalement et dirigé vers le sol. Autrement dit, l’axe de propagation Aa est parallèle à l’axe z du repère orthonormé représenté sur la FIG. 1 et défini par les axes x, y, et z. Une telle configuration permet de minimiser des réflexions des rayons X sur d’autres éléments extérieurs à l’appareil 100. La première source 10a de rayons X est une source conventionnelle de mammographie de rayons X, par exemple une source basée sur un tube mammographique à anode rotative. Elle présente un diamètre de spot Da (en sortie de la première source 10a) supérieur ou égal à 50 µm. La première source 10a de rayons X génère par exemple un spectre d’émission de rayons X compris entre 20 keV et 70 keV, par application d‘une haute tension comprise entre 20 kV et 70 kV, avec une intensité de courant supérieure à 30 mA et une puissance supérieure à 1 kW. Dans la première configuration d’imagerie, le premier flux 11a de rayons X, en sortie de la première source 10a de rayons X, présente une puissance supérieure ou égale à 1 kW. Généralement, la première source 10a de rayons X émet le premier flux 11a de rayons X dans un cône d’émission, propre à cette source 11a. Ici, par cône d’émission, on entend un cône de révolution autour d’un axe de propagation Aa, ayant pour génératrice le diamètre Da du spot d’émission et ayant un angle au sommet ou angle d’ouverture en sortie de la première source 10a de rayons X. Le cône d’émission représente le volume dans lequel le premier flux 11a de rayons X se propage à partir du spot d’émission de la première source 10a de rayons X vers la partie du sein de la patiente qui est immobilisée entre la plate-forme 20 et la tablette de compression 22. En d’autres termes, le premier flux 11a de rayons X en sortie de la première source 10a de rayons X est divergent, et se propage suivant le cône d’émission de la première source 10a de rayons X jusqu’à la tablette de compression 22. De façon connue, la plate-forme 20 et la tablette de compression 22 sont chacune montées mobiles en translation suivant l’axe z, afin d’ajuster la position de la plate-forme 20 à la taille de la patiente et d’ajuster la position de la tablette de compression 22 à la taille du sein 1 examiné. De préférence, l’angle d’ouverture du cône d’émission de la première source 10a de rayons X, qui est l’angle total, est compris entre 10 degrés et 45 degrés. Le premier flux 11a de rayons X émis présente une longueur d’onde comprise entre 0.018 nm et 0.062 nm. Il se propage en champ libre en sortie de la première source 10a de rayons X vers la tablette de compression 22 de l’appareil 100. Ici, par champ libre, on entend une propagation en espace libre. En d’autres termes, le premier flux 11a de rayons X ne rencontre aucun autre élément de l’appareil 100 avant d’atteindre la tablette de compression 22. On note que le premier flux 11a de rayons X présente un premier front d’onde initial représentant sa propagation en sortie de la première source 10a de rayons X. Ce premier flux 11a de rayons X se propage en direction du sein 1 de la patiente. Comme illustré schématiquement en figures 1 et 2, le sein 1 de la patiente est maintenu par la plate-forme 20 pour sein qui soutient le sein 1 de la patiente. Cette plate-forme 20 pour sein se présente dans cet exemple sous la forme d’une plaque plane avec une face principale 21 orientée parallèlement au plan xy, c’est-à-dire horizontalement. Comme illustré schématiquement en FIG. 1 , le support 20 pour sein est associé à la tablette de compression 22 agencée pour comprimer le sein 1 de la patiente sur la plate-forme 20 pour sein, ici notamment comprimer le sein 1 de la patiente contre la première face principale 21 de la plate-forme 20 pour sein. De manière similaire, la tablette de compression 22 se présente ici sous la forme d’une plaque plane faisant face à la face principale 21 de la plate-forme 20 pour sein et étant orientée parallèlement à cette face principale 21 de la plate-forme pour sein 20. La tablette de compression 22 comprend une première face principale 23 orientée en regard de la première face principale 21 de la plate-forme 20 pour sein et une deuxième face principale 25 orientée en regard de la sortie de la première source 10a de rayons X. On comprend que cette tablette de compression 22 est mobile suivant au moins une direction spatiale, correspondant ici à une translation de la tablette de compression 22 le long de l’axe z en s’éloignant ou en allant en direction de la plate-forme 20 pour sein pour comprimer le sein 1 de la patiente de manière à réduire l’épaisseur du sein 1 le plus possible afin d’améliorer la résolution de l’image mammographique par absorption. Bien entendu, il est également possible que la tablette de compression 22 ainsi que le support 20 pour sein soient tous deux mobiles, notamment suivant l’axe z, pour comprimer le sein 1 de la patiente pendant l’examen radiologique puis le libérer à la fin de l’examen. Comme illustré schématiquement en FIG. 1 et en FIG. 2 , une partie du sein 1 comprimé de la patiente est entièrement positionnée dans le cône d’émission de la première source 10a de rayons X. En d’autres termes, cette partie du sein 1 comprimé est entièrement irradié par le premier flux 11a de rayons X. Ainsi dans cette configuration, toute la partie du sein de la patiente comprimé est irradiée par le premier flux 11a de rayons X, cette partie est aussi nommée partie du sein irradiée par le premier flux 11a de rayons X. Ici, dans cet exemple, la première source 10a de rayons X est configurée pour irradier le sein 1 pendant une période temporelle comprise entre 10 millisecondes et 35 secondes afin d’avoir assez de signal pour déterminer l’image mammographique par absorption qui sera décrite ci-dessous. Par exemple, la partie du sein 1 est irradiée pendant 10 secondes afin d’avoir un bon compromis entre dose de rayons X reçue par la patiente et quantité de signal acquis pour obtenir l’image mammographique par absorption du sein de la patiente. La première source 10a de rayons X est configurée pour irradier en continu le sein 1 comprimé à une dose comprise 0.5 mSV et 2.5 mSV. Une telle gamme permet de limiter la dose de rayons X reçue par la patiente conformément aux normes sanitaires et de sécurité tout en fournissant assez de signal pour permettre une acquisition rapide de l’image mammographique par absorption de la partie du sein 1 de la patiente. Par exemple, la dose de rayons X reçue par exposition au premier flux 11a de rayons X est de 1 mSv. Ainsi, le premier flux 11a de rayons X se propage en champ libre de la première source 10a de rayons X à la tablette de compression et traverse la tablette de compression 22, une partie du sein 1 ainsi que la plate-forme 20 pour sein. A cet effet, on comprend que la tablette de compression 22 ainsi que la plate-forme pour sein 20 sont peu absorbantes à la gamme de longueur d’onde émise par la première source 10a de rayons X. Ici, par peu absorbante, on entend que la tablette de compression 22 et la plate-forme pour sein 20 sont agencées et/ou configurées pour transmettre entre 50% et 95% du premier flux 11a de rayons X . Après avoir traversé la tablette de compression 22, la partie du sein 1 immobilisée et la plate-forme 20 pour sein, le premier flux 11a de rayons X atteint le détecteur d’image 30 de rayons X, qui est, dans la première configuration d’imagerie positionné face à la première source 10a de rayons X. On comprend ainsi que, dans la première configuration d’imagerie, la tablette de compression 22 et la plate-forme 20 pour sein sont positionnées entre la première source 10a de rayons X et le détecteur d’image 30 de rayons X. Dans ce premier mode de réalisation, aucun élément optique (autre que la tablette de compression 22 et de la plate-forme pour sein 20) n’est positionné sur le chemin optique du premier flux 11a traversant le sein. Dans cette première configuration d’imagerie, le détecteur 30 d’image de rayons X est agencé pour capter le premier flux 11a de rayons X traversant le sein 1. On comprend que le premier flux 11a de rayons X capté par le détecteur 30 d’image de rayons X présente un front d’onde, noté dans la suite premier front d’onde transmis, qui représente à une distribution spatiale du premier flux 11a de rayons X traversant le sein 1, la tablette de compression 22 et la plate-forme pour sein 20. Le détecteur 30 d’image de rayons X fonctionne par détection directe ou indirecte. Par exemple, le détecteur d’image 30 de rayons X fonctionne par détection indirecte, en utilisant un écran plat comprenant une matrice de cristaux d'iodure de césium (CsI) combinée à une matrice de détecteurs CMOS (semi-conducteur à oxyde de métal complémentaire). Le détecteur d’image 30 de rayons X comporte ainsi une matrice de pixels, chaque pixel ayant une longueur de côté inférieure ou égale à 100 µm. Typiquement, dans l’appareil 100, le détecteur 30 d’image de rayons X présente une taille adaptée à la première source de rayons X 10a et à la deuxième source 10b de rayons X utilisée, ici notamment au cône d’émission de la source de rayons X utilisée. En d’autres termes, le détecteur 30 d’image de rayons X est agencé pour capter le premier flux 11a de rayons X total (dans la première configuration d’imagerie) et le deuxième flux 11b de rayons X total (dans la deuxième configuration d’imagerie). Le détecteur 30 d’image de rayons X présente une face active 31, orientée en regard de la source de rayons X utilisée (la première source 10a de rayons X dans la première configuration d’imagerie et, respectivement, la deuxième source 10b de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie) et comprenant une matrice de pixels 32 dans laquelle chaque pixel est configuré pour capter une partie du flux de rayons X émis dans la configuration d’imagerie utilisée. Le détecteur 30 d’image de rayons X enregistre ainsi une image en intensité du flux de rayons X ayant traversé le sein de la patiente, la tablette de compression 22 et la plate-forme pour sein 20. Cette matrice de pixels 32 présente une première dimension spatiale orientée parallèlement à un axe spatial (axe x), et une deuxième dimension spatiale perpendiculaire à la première dimension spatiale et orientée parallèlement à l’axe spatial y. Avantageusement, les pixels de la matrice de pixels 32 sont disposés en lignes et en colonnes. Avantageusement, le détecteur d’image 30 de rayons X est un détecteur à écran plat (flat panel, en anglais) avec une surface de détection d’au moins 10cmx10cm. Le détecteur d’image 30 de rayons X présente une face active 31, orientée en regard de la source 10 de rayons X et comprenant une matrice de pixels 32 dans laquelle chaque pixel est configuré pour capter une partie du flux 11 de rayons X traversant l’échantillon 1. Le détecteur d’image 30 enregistre ainsi une image en intensité du flux de rayons X ayant traversé l’échantillon 1. Cette matrice de pixels 32 présente une première dimension spatiale orientée parallèlement à un axe spatial, par exemple l’axe x, et une deuxième dimension spatiale perpendiculaire à la première dimension spatiale et orientée parallèlement à l’axe spatial y. Avantageusement, les pixels de la matrice de pixels 32 sont disposés en lignes et en colonnes. De manière non limitative, la première dimension spatiale et la deuxième dimension spatiale sont chacune supérieures à 10 cm, ici notamment la première dimension spatiale est de 22.8 cm et la deuxième dimension spatiale fait 29.2 cm. Avantageusement, la première dimension spatiale et la deuxième dimension spatiale sont chacune inférieure à 40 cm, afin de limiter l’encombrement du dispositif 100. Ainsi, dans cet exemple, la matrice de pixels 32 du détecteur d’image 30 de rayons X est de forme rectangulaire. Bien entendu, le détecteur d’image 30 peut, dans une variante, présenter d’autres formes, par exemple une forme carrée lorsque la première dimension spatiale et la deuxième dimension spatiale sont de même taille. Les pixels de la matrice de pixels 32 sont tous identiques et présentent chacun une première dimension, orientée parallèlement à la première dimension spatiale de la matrice de pixels 32 et une deuxième dimension, perpendiculaire à la première dimension et orientée parallèlement à la deuxième dimension spatiale de la matrice de pixels. La première dimension et deuxième dimension sont chacune inférieures ou égales à 100 µm et de préférence comprise entre 40 µm et 60 µm. Ici, typiquement, la matrice de pixels 32 est faite de pixels de forme carrée de 49.5 µm de côté. La matrice de pixels 32 du détecteur d’image 30 de rayons X comporte un nombre de pixels allant de 4000 à 6000 pixels dans chaque direction, par exemple de 4600 pixels dans une direction et 5800 pixels dans l’autre direction. Ainsi, dans cet exemple, la matrice de pixels 32 du détecteur 30 d’image de rayons X est de forme rectangulaire. Bien entendu, ce dernier peut, dans une variante, présenter d’autres formes, par exemple une forme carrée lorsque la première dimension spatiale et la deuxième dimension spatiale sont de même taille. Les présentes dimensions du détecteur 30 d’image (gamme de taille et gamme de taille de pixel) et le nombre élevé de pixels permettent d’obtenir une image mammographique par absorption de haute résolution spatiale dans la première configuration d’imagerie et une image par contraste de phase de haute résolution spatiale dans la deuxième configuration d’imagerie. Le premier flux 11a de rayons X ayant été capté par le détecteur d’image 30 de rayons X est ensuite analysé par l’unité de traitement 40 de l’appareil 100. Par unité de traitement, on entend toute unité de calcul ou processeur ou ordinateur ou tout autre élément électronique permettant d’implémenter une succession de commandes et/ou de calculs. Cette unité de traitement 40 comporte typiquement un processeur, une mémoire et différentes interfaces d'entrée et de sortie. Grâce à ses interfaces d'entrée et de sortie, l’unité de traitement 40 est programmée pour recevoir toute donnée mesurée par le détecteur 30 d’image de rayons X. Grâce à sa mémoire, l’unité de traitement 40 mémorise une application informatique, constituée de programmes d’ordinateur comprenant des instructions dont l’exécution par le processeur permet de reconstituer l’image mammographique par absorption dans la première configuration d’imagerie et l’image par contraste de phase de la partie du sein 1 de la patiente dans la deuxième configuration d’imagerie. L’unité de traitement 40 de l’appareil 100 est au moins connectée au détecteur 30 d’image de rayons X décrit ci-dessus. Par connecté, on entend que l’unité de traitement 40 est agencée pour communiquer avec un autre élément, par exemple, en étant configurée pour émettre et/ou recevoir des données de cet élément (ici par exemple en filaire). Ici, en l’espèce, dans la première configuration d’imagerie, l’unité de traitement 40 est configurée pour déterminer une image mammographique par absorption à partir du premier flux 11a de rayons X capté par le détecteur 30 d’image de rayons X. En pratique, le premier flux 11a de rayons X correspond à un signal d’intensité qui est analysé par l’unité de traitement 51 pour déterminer une première image en intensité du premier flux 11a de rayons X transmis à travers la partie immobilisée du sein de la patiente. En effet, la distribution spatiale de l’intensité transmise du premier flux 11a de rayons X et captée par le détecteur 30 d’image de rayons X correspond à un signal d’absorption du premier flux 11a de rayons X qui a été modifié lors de son passage dans le sein 1 de la patiente. A cet effet, la FIG. 4 illustre schématiquement un exemple en vue en coupe du sein 1 déterminée par l’unité de traitement 40 à partir du premier flux 11a de rayons X capté par le détecteur 30 d’image de rayons X dans la première configuration d’imagerie. Plus précisément, la FIG. 4 représente un profil en intensité des rayons X captés sur le détecteur d’image 30 dans la première configuration d’imagerie par une pluralité de lignes de pixels s’étendant par exemple suivant l’axe x. Cette première image en intensité présente une forme bombée. Autrement dit, le signal d’intensité présente une partie principale PSa dans lequel le signal d’intensité suit une variation de courbe en cloche et deux parties secondaires PSb, encadrant la partie principale, dans lequel le signal d’intensité est (sensiblement) constant. Dans la première configuration d’imagerie, le détecteur d’image 30 de rayons X est configuré pour détecter l’intensité transmise et obtenir directement une image inversée de l’absorption par la partie du sein qui est irradiée par le flux 11a de rayons X de façon connue de l’homme du métier. La publication Dance, D. R., Lemoigne, Y., Caner, A., & Rahal, G. (2007). Physical principles of mammography. Physics for Medical Imaging Applications, 240, 355 décrit par exemple la technique d’imagerie en mammographie par absorption de rayons X. En effet, le signal de forte intensité dans une zone de pixels correspond à une faible absorption dans la région du sein en regard de cette zone de pixels. Au contraire, un signal de faible intensité dans une autre zone de pixels correspond à une forte absorption dans une autre région du sein en regard de cette autre zone de pixels. L’intensité détectée fournit ainsi directement une image mammographique par absorption du sein. La FIG. 5 illustre une image mammographique par absorption d’une partie du sein déterminée par l’appareil 100 dans la première configuration d’imagerie. Comme on peut le voir, l’image obtenue par la première configuration d’imagerie présente un fort contraste ainsi qu’une bonne résolution. Le fond sombre correspond à des régions de faible absorption au flux 11a rayons X. Les filaments et points clairs correspondent à des régions de plus forte absorption au flux 11a de rayons X. L’unité de traitement 40 peut également être configurée pour analyser l’image mammographique du sein par absorption et détecter des objets dans cet image. Les objets ainsi détectés sont par exemple caractérisés par au moins un des éléments suivants : position, taille, forme, intensité de l’objet, etc. Ici, en FIG. 5 , un objet Oba est détecté et trié en fonction de l’intensité et de la forme de cet objet Oba. En particulier, les points clairs peuvent indiquer la présence de microcalcifications. A cet effet, l’unité de traitement 40 peut être utilisée pour détecter des microcalcifications présentes dans l’image mammographique par absorption du sein déterminée par l’appareil 100 dans la première configuration d’imagerie. Pour passer de la première configuration d’imagerie à la deuxième configuration d’imagerie, l’appareil 100 utilise l’unité de commande 51. Cette dernière est agencée pour commander les différents éléments de l’appareil 100, ici au moins la première source 10a de rayons X, la deuxième source 10b de rayons X. Elle est également configurée pour commander les autres éléments de l’appareil 100, comme au moins le détecteur 30 d’image de rayons X et l’unité de traitement 40. Comme décrit ci-dessus, dans la première configuration d’imagerie, seule la première source 10a de rayons X émet un flux de rayons X, correspondant ici au premier flux 11a de rayons X. Pour cela, l’appareil 100 utilise l’unité de commande 51 qui est configurée pour activer et désactiver au moins la première source de rayons X et la deuxième source de rayons X, cette activation de la première source de rayons X et de la deuxième source de rayons X étant réalisées de manière asynchrone et séquentielle. Par asynchrone et séquentielle, on entend que l’activation est réalisée de manière alternée. En d’autres termes, dans la première configuration d’imagerie, l’unité de commande 51 est configurée pour activer la première source 10a de rayons X et éteindre ou maintenir en veille la deuxième source 10b de rayons X alors que dans la deuxième configuration d’imagerie, l’unité de commande 51 est configurée pour activer la deuxième source 10b de rayons X et éteindre ou maintenir en veille la première source 10a de rayons X. On comprend donc que dans la première configuration d’imagerie, la deuxième source de rayons X n’émet aucun flux de rayons X. Par unité de commande 51, on entend toute unité de calcul ou processeur ou ordinateur ou tout autre élément électronique permettant d’implémenter une succession de commandes et/ou de calculs. Cette unité de commande 51 comporte typiquement un processeur, une mémoire et différentes interfaces d'entrée et de sortie. Typiquement, l’unité de commande 51 peut comprendre un microcontrôleur. Grâce à ses interfaces d'entrée et de sortie, l’unité de commande 51 est programmée pour recevoir toute donnée mesurée par le détecteur de l’appareil 100 et/ou toute donnée analysée par l’unité de traitement 40. De manière non limitative, l’appareil 100 comprend un écran 53 connecté à l’unité de commande 51. L’unité de commande 51 est aussi programmée pour commander l’écran 53 et plus généralement toute interface Homme-Machine permettant de communiquer des informations à un utilisateur de l’appareil 100. Cet écran 53 peut être tactile ou non. En pratique l’unité de traitement 40 et l’unité de commande 51 peuvent être deux modules de calcul séparés ou un seul et même module de calcul, soit être un même élément réalisant les fonctions de l’unité de traitement 40 et de l’unité de commande 51. Dans l’appareil 100, l’unité de commande 51 est également configurée pour déplacer au moins la première source 10a et la deuxième source 10b le long du support de source 62 de manière à positionner de manière alternée : i) la première source 10a de rayons X dans la première configuration d’imagerie, et ii) la deuxième source 10b de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie. Comme cela a été explicité ci-dessus, dans la première configuration d’imagerie, la première source 10a de rayons X, la tablette de compression 22, la plate-forme 20 pour sein et le détecteur d’image 30 sont alignés suivant l’axe d’émission Aa de la première source 10a de rayons X. Pour commuter entre les deux configurations d’imagerie, la première source 10a de rayons X et la deuxièmes source 10b de rayons X sont montées sur le support de source 62. Ici par exemple, comme cela est illustré en figures 2 et 3, le support de source 62 se présente sous la forme d’un rail arqué sur lequel sont montées la première source 10a de rayons X et la deuxième source 10b de rayons X. Ce support de source 62 présente ici une forme courbée, notamment en forme d’arc de cercle, et agencé pour s’étendre dans un plan parallèle au plan xz avec une portion de l’arc de cercle transverse à l’axe de translation (axe z) le long duquel est aligné l’axe de propagation Aa de la première source 10a de rayons X. De façon avantageuse, un premier actionneur motorisé permet de déplacer la première source 10a de rayons X le long de d’arc de cercle du support de source 62. De même, un deuxième actionneur motorisé permet de déplacer la deuxième source 10b de rayons X le long de d’arc de cercle du support de source 62. Une telle forme permet ainsi de déplacer simplement et de façon peut coûteuse la première source 10a de rayons X et la deuxième source 10b de rayons X de manière à passer de la première configuration d’imagerie à la deuxième configuration d’imagerie et inversement de la deuxième configuration d’imagerie à la première configuration d’imagerie. En variante, le support de forme comporte d’autre types d’actionneurs par exemple en translation suivant l’axe x et/ou l’axe y. Le rail du support de source 62 peut aussi être linéaire. Ainsi, on comprend que dans la première configuration d’imagerie, la première source 10a de rayons X est orientée en direction du détecteur d’image 30 de rayons X. De ce fait, dans cette configuration, le cône d’émission du flux 11a de rayons X émis par la première source 10a de rayons X est compris dans la champ optique (ou zone de captation) du détecteur d’image 30 de rayons X alors qu’à l’inverse, dans cette première configuration d’imagerie, la deuxième source 10b de rayons X est positionnée en dehors du champ optique du détecteur d’image 30 de rayons X. Au surplus, dans la première configuration d’imagerie, la deuxième source 10b de rayons X est inactive lorsque la première source 10a de rayons X est activée. De manière similaire, on comprend que dans la deuxième configuration d’imagerie, décrite ci-dessous, le cône d’émission du flux 11b de rayons X émis par la deuxième source 10b de rayons X est compris dans la champ optique (ou zone de captation) du détecteur d’image 30 de rayons X alors qu’à l’inverse, dans cette deuxième configuration d’imagerie, la première source 10b de rayons X est positionnée en dehors du champ optique du détecteur d’image 30 de rayons X. Au surplus, dans la deuxième configuration d’imagerie, la première source 10a est inactive lorsque la deuxième source 10b de rayons X est activée. Ainsi, pour passer de la première configuration d’imagerie à la deuxième configuration d’imagerie, l’unité de commande 51 est configurée pour désactiver (c’est-à-dire éteindre ou mettre en veille) la première source 10a de rayons X et la deuxième source 10b de rayons X et déplacer la première source 10a de rayons X et la deuxième source 10b de rayons X de sorte que la deuxième source 10b de rayons X soit positionnée en regard du détecteur d’image 30 de rayons X. Il va maintenant être décrit à l’aide des figures 6 à 8, la deuxième configuration d’imagerie de l’appareil 100. Après avoir positionné la deuxième source 10b de rayons X, l’unité de commande est configurée pour activer la deuxième source 10b de rayons X et conserver l’état désactivé de la première source 10a de rayons X. De manière similaire, la deuxième source 10b de rayons X est agencée pour émettre depuis un spot d’émission (ou tache lumineuse) un deuxième flux 11b de rayons X en direction du sein 1 de la patiente. Le spot d’émission de la deuxième source 10b de rayons X présente un diamètre Db compris entre 1 µm et 20 µm. Le diamètre Db du spot d’émission est le diamètre minimum du deuxième flux 11b de rayons X aussi appelé diamètre de focalisation de la deuxième source 10b de rayons X. Le diamètre Db du spot d’émission (focal spot en anglais) est le diamètre minimum du deuxième flux 11b de rayons X. Autrement dit, la deuxième source 10b est une source microfocus. Notamment, l’utilisation du deuxième flux de rayons X ayant un tel diamètre D en sortie de la deuxième source 10b permet d’obtenir un deuxième flux 11b de rayons X cohérent spatialement et temporellement, qui permet, comme cela sera décrit ci-dessous, de déterminer l’image par contraste de phase. D’autre part, dans la deuxième configuration d’imagerie, la tablette de compression 22 est espacée de la deuxième source 10b de rayons X d’une distance d1b comprise en 0 cm et 20 cm, de préférence entre 10 cm et 20 cm afin de régler une valeur de grandissement de l’appareil 100 dans la deuxième configuration d’imagerie qui sera explicitée ci-dessous. Cette distance d1b est déterminée entre un plan d’émission P1b de la deuxième source 10b de rayons X. De préférence, le un plan d’émission P1b de la deuxième source 10b de rayons X est orienté perpendiculairement à l’axe Ab de propagation de la deuxième source 10b de rayons X (ou perpendiculaire à l’axe z) et un plan P2b de la tablette de compression 22 orienté parallèlement au plan d’émission P1b de la deuxième source 10b de rayons X et de préférence perpendiculairement à l’axe de propagation Ab de la deuxième source 10b de rayons X. Ici, ce plan P2b est confondu avec le plan de la deuxième surface principale 25 de la tablette de compression 22..En variante, l’axe de propagation Ab est légèrement incliné d’un angle d’inclinaison compris dans une gamme allant, par exemple de -15 degrés à + 15 degrés, par rapport à l’axe vertical z. Par exemple, dans une application de tomosynthèse, on incline la source en gardant le détecteur horizontal dans certaines configurations. Dans d’autres configurations, on incline la source et le détecteur. Dans encore une autre configuration, l’axe de la source reste vertical et on incline seulement le détecteur. Enfin, dans cette deuxième configuration d’imagerie, le détecteur 30 d’image de rayons X est positionné à une distance d2b de la deuxième source 10b de rayons X comprise entre 80 cm et 1,70 m, de préférence entre 80 cm et 1,50 m de la deuxième source 10b de rayons X. Cette distance d2b est déterminée entre le plan d’émission P1b de la deuxième source 10b de rayons X et le plan P3 du détecteur d’image 30 de rayons X orienté préférentiellement en parallèle du plan d’émission P1b de la deuxième source 10b de rayons X et préférentiellement perpendiculairement à l’axe de propagation Ab de la deuxième source 10b de rayons X. Par exemple, ce plan P2b est confondu avec le plan de la deuxième surface principale 25 de la tablette de compression 22. La surface active 31 du détecteur d’image 30 de rayons X est compris dans le plan P3 décrit ci-dessus. En variante, l’axe de propagation Ab est légèrement incliné d’un angle d’inclinaison compris dans une gamme allant, par exemple de -15 degrés à + 15 degrés, par rapport à l’axe vertical z et la normale à la surface active 31 du détecteur d’image 30 de rayons X est inclinée du même angle d’inclinaison. La distance d1b deuxième source 10b – tablette de compression 22 et la distance deuxième source 10b – détecteur d’image 30 de rayons X permettent de définir un deuxième grandissement optique de l’appareil 100 comme étant le ratio entre la distance d2b (distance séparant la deuxième source 10b de rayons X du détecteur 30 d’image de rayons X) et la distance d1b (distance séparant la deuxième source 10b de rayons X de la tablette de compression 22). Ici notamment, dans cette configuration, le deuxième grandissement optique de l’appareil 100 est supérieur ou égal 8 et inférieur ou égal 30. De préférence, le deuxième grandissement optique de l’appareil 100 est compris entre 8 et 20, et encore mieux entre 8 et 15, afin d’obtenir une meilleure résolution sur l’image par contraste de phase reconstruite par l’appareil 100. On comprend ainsi que le deuxième grandissement optique est supérieur au premier grandissement optique. Pour obtenir une telle variation de grandissement, premièrement, le détecteur 30 est monté mobile en translation le long de l’axe z. Dans un exemple de réalisation, la tablette de compression 22 et la plate-forme 20 pour sein restent à une position fixe en z pour une patiente donnée entre la première configuration d’imagerie et la deuxième configuration d’imagerie. Dans ce cas, le support de source 62 est monté mobile en translation le long de l’axe z. Dans un autre exemple de réalisation, le support de source 62 reste à une position fixe en z entre la première configuration d’imagerie et la deuxième configuration d’imagerie. Dans ce cas, la tablette de compression 22 et la plate-forme 20 pour sein sont montées mobiles en translation le long de l’axe z. Néanmoins, pour que ce déplacement soit possible, on comprend que la distance de la patiente par rapport au sol doit être modifiée. A cet effet, l’appareil 100 comprend au moins une autre plate-forme ou cale 110 agencée pour porter la patiente debout et modifier la distance entre la patiente et le sol. Cette cale 110 peut venir porter la patiente au niveau de ses pieds. A cet effet, cette cale peut se présenter sous la forme d’un plateau sur lequel la patiente se tient debout et peut être commandée en position suivant l’axe z par l’unité de commande 51 afin de synchroniser le déplacement de la tablette de compression 22 et du support 20 pour sein avec la distance de la patiente par rapport au sol. Bien entendu, dans une variante, il est possible d’utiliser une pluralité de cales s’emboîtant ou individuelle et de sélectionner celle permettant d’adapter la position de la patiente par rapport au sol avec le déplacement du support 20 pour sein et de la tablette de compression 22. De façon avantageuse, l’appareil 100 comprend aussi un dispositif d’ajustement en position 63 de la cale 110 configuré pour déplacer la cale 110 suivant au moins une direction spatiale, correspondant ici à une translation de la cale 110 suivant l’axe z entre la première et la deuxième configuration d’imagerie. Dans encore un autre exemple de réalisation, le support de source 62, la tablette de compression 22 et la plate-forme 20 pour sein sont chacun montés mobiles en translation le long de l’axe z, ainsi qu’éventuellement la cale 110. Par exemple, dans la première configuration d’imagerie, il suffit de régler, de manière manuelle ou automatique, au moins une des distances d1a, d2a et dans la deuxième configuration d’imagerie, au moins une des distances d1b, d2b. De préférence, les distances d1a, d2a, d1b, d2b sont réglées en utilisant l’interface homme machine. Dans ce cas, l’utilisateur rentre, par exemple la distance d1b (correspondant ici à une donnée d’entrée) dans l’interface homme machine et l’unité de commande un déplacement automatique, de la tablette de compression 22 et du support 20 pour sein. A cet effet, l’appareil 100 comprend par exemple un dispositif 60 d’ajustement en position de la plate-forme 20 pour sein ainsi que de la tablette de compression 22 pour régler une position de la plate-forme 20 pour sein et de la tablette de compression 22 suivant au moins une direction spatiale. Ici, l’au moins une direction spatiale correspond à une translation de la plate-forme 20 pour sein et de la tablette de compression 22, c’est-à-dire une translation selon l’axe z (parallèlement à l’axe de propagation de la source de rayons X utilisée), par rapport : - à la première source 10a de rayons X, de manière à obtenir le premier grandissement optique, ou - à la deuxième source 10b de rayons X, de manière à obtenir le deuxième grandissement optique. Une telle configuration permet ainsi de déplacer la plate-forme 20 pour sein ainsi que la tablette de compression 22 entre la première configuration d’imagerie et la deuxième configuration d’imagerie ou inversement. Typiquement, ce dispositif 60 d’ajustement en position peut comprendre un support mobile 60a sur lequel est montée la plate-forme 20 pour sein et un autre support mobile 60b sur lequel est monté la tablette de compression 22. Le support mobile 60a est agencé pour déplacer la plate-forme 20 pour sein, et respectivement le support mobile 60b est agencé pour déplacer la tablette de compression 22, le long de l’axe de translation (axe z) et modifier sa position par translation suivant les axes transverses à l’axes z, ici les axes x, y. Bien entendu, dans une variante, le support 20 pour sein et la tablette de compression 22 peuvent être montés sur un unique support mobile 60 pour déplacer simultanément la plate-forme de compression 22 et le plate-forme 20 pour sein. Bien entendu ce dispositif 60 d’ajustement en position peut être déplacé de manière manuelle ou de manière automatique par utilisation d’au moins un moteur configuré pour déplacer l’au moins un support mobile. Typiquement, ce dispositif 60 d’ajustement en position est commandé par l’unité de commande 50 afin d’obtenir la position et l’orientation désirées. L’appareil 100 comprend aussi un dispositif d’ajustement en position 61a du détecteur d’image de rayons X configuré pour déplacer le détecteur d’image 30 de rayons X suivant au moins une direction spatiale, correspondant ici à une translation du détecteur d’image 30 de rayons X par rapport à : - la première source 10a de rayons X, de manière à obtenir le premier grandissement optique, ou - la deuxième source 10b de rayons X, de manière à obtenir le deuxième grandissement optique. Une telle configuration permet ainsi de déplacer le détecteur d’image 30 de rayons X entre la première configuration d’imagerie et la deuxième configuration d’imagerie ou inversement. Ce dispositif d’ajustement en position 61 peut fonctionner de manière similaire au dispositif d’ajustement en position 60 décrit plus haut. A savoir, il peut comprendre un support mobile 61a pour modifier la position du détecteur d’image 30 de rayons X suivant l’axe z et optionnellement suivant les axes x, y, de manière manuelle ou automatique en étant motorisé. En combinaison ou de manière alternative, l’appareil 100 peut comprendre un dispositif d’ajustement en orientation 61b du détecteur d’image 30 de rayons X pour régler au moins une orientation du détecteur d’image 30 de rayons X selon au moins un angle de rotation. Typiquement, le dispositif d’ajustement en position et/ou en orientation 61 fait partie d’un même dispositif et peut comprendre un support mobile 61 agencé pour déplacer le détecteur d’image 30 de rayons X le long de l’axe de translation (axe z) et modifier sa position par translation suivant les axes transverses à l’axes z, ici les axes x, y et/ou son orientation par rotation autour des axes x, y et/ou z, par l’intermédiaire d’éléments de rotation fixés au support mobile 61. L’ajustement conjoint en orientation de la source de rayons X et du détecteur permet d’effectuer des images du sein en position verticale, oblique ou même horizontale. On comprend ainsi que, dans la première ou la deuxième configuration d’imagerie donnée (par exemple ici la deuxième configuration d’imagerie), il est possible de changer à la fois la position de la source de rayons X donnée (ici par exemple la deuxième source de rayons X) en déplaçant la source de rayons X considérée en différents points (ou positions) T1-Tn sur le support de source 62 et de modifier de manière similaire l’orientation, et optionnellement la position, du détecteur d’image 30 de rayons X (ici par au moins une rotation selon l’axe x ou y et optionnellement une translation le long de l’axe x) par l’intermédiaire du dispositif d’ajustement en position et en orientation 61 du détecteur d’image de rayons X de manière à réaliser plusieurs images d’absorption dans la première configuration ou des images par contraste de phase dans la deuxième configuration en fonction ou indépendamment des mouvements de la source. A cet effet, on modifie la position de chacune des deux sources dans le plan xz. En particulier, dans la première configuration, on modifie la position de la source 10a suivant les différentes positions Tn pour faire de la tomosynthèse. Dans la deuxième configuration, on modifie également la position de la source 10b suivant les différentes positions Tn. Typiquement, à chaque point Tn donné, une image du déphasage est déterminée par l’unité de traitement 40. Bien que seules quatre positions Tn soient illustrées dans la FIG. 3 , un plus grand nombre de points Tn est généralement utilisé en fonction de la trajectoire définie par le support de source 62. Typiquement, le support de source est agencé pour que l’ensemble des points Tn définis par la forme ou trajectoire du support de source 62 forment un arc total compris entre 10 degrés et 50 degrés (de préférence entre 20 degrés et 40 degrés), ici de ± 20 degrés (°) par rapport à un point de référence Tref sur le support de source. Ce point de référence peut être positionné au maximum d’amplitude de la forme du support de source 62 dans le cas où le support 62 est en forme d’arc ou à l’intersection entre l’axe normal au centre du détecteur et le support 62 dans le cas où le support 62 est linéaire.. Ici, par exemple, une image de phase est déterminée à chacune des positions d'imagerie T1-Tn, généralement à une même dose à chaque position et pour un même temps d’exposition. De préférence, entre chaque position, l’unité de commande 51 est agencée pour désactiver la source de rayons X utilisée pour des raisons de sécurité et pour limiter la dose de rayonnement délivrée à la patiente. Par exemple, dans la première configuration d’imagerie, l’unité de traitement peut déterminer, à partir de chaque image par absorption dans la première configuration enregistrées à une position Tn donnée, pour une série de positions Tn différentes, une image radiographique du sein de la patiente en pseudo 3D ici basée sur une image mammographique par absorption en pseudo 3D par utilisation d’un algorithme de tomosynthèse. De manière similaire, dans la deuxième configuration d’imagerie, l’unité de traitement peut déterminer, à partir de chaque image par contraste de phase déterminée à une position Tn donnée, pour une série de positions Tn différentes, une image radiographique en pseudo 3D de la partie du sein ici basée sur une image par contraste de phase en pseudo 3D par utilisation d’un algorithme de tomosynthèse. En pratique, le déplacement de la source de rayons X donnée en chaque point peut être commandé par l’unité de commande 51. A cet effet, les points Tn peuvent être définis comme données d’entrée de l’interface homme machine en définissant un nombre de points Tn et en définissant une valeur en degrés entre chaque point Tn ou une valeur d’arc total en degrés (définissant la trajectoire du déplacement total de la source de rayons X donnée le long du support de source), ladite unité de commande 51 étant configurée pour calculer la position et l’espacement de chaque point Tn sur le support de source 62. De manière alternative, ces déplacements peuvent être effectués manuellement en utilisant par exemple, une graduation angulaire définie sur le support de source 62. De manière similaire, l’appareil 100 peut également comprendre un dispositif d’ajustement en position 64 du support de source 62 pour régler une position dudit support de source 62 par rapport au détecteur d’image 30 de rayons X, au moins le long de l’axe de translation (axe z). Typiquement, ce dispositif d’ajustement 64 peut fonctionner de manière similaire au dispositif d’ajustement de position 61 du détecteur d’image 30 de rayons X. Dans un mode de réalisation préféré, le support de source 62 est fixe selon l’axe x, parallèle à l’axe de translation de la plate-forme 20 pour sein et/ou de la tablette de compression 22. Ainsi, pour obtenir le grandissement désiré, seules la plate-forme 20 pour sein, la tablette de compression 22, la cale 110 et optionnellement le détecteur 30 d’image de rayons X sont mobiles par l’intermédiaire des supports mobiles 60, 61 décrits plus haut. Optionnellement, l’appareil 100 comprend un support 70 sur lequel sont montés au moins la plate-forme 20 pour sein, la tablette de compression 22 et le détecteur 30 d’image de rayons X et optionnellement le dispositif d’ajustement en position 64 du support de source 62. Typiquement ici, ce support 70 comprend un support 71, par exemple en forme de rail de translation orienté parallèlement à l’axe de translation de la tablette de compression 22, c’est-à-dire verticalement par rapport au sol. Sur ce rail 71 sont montés la plate-forme 20 pour sein, la tablette de compression 22 via le support mobile 60, le détecteur 30 d’image ou le support mobile 61 du détecteur 30 d’image (si présent), et optionnellement le dispositif d’ajustement en position du support de source si présent. Comme cela est illustré en FIG. 1 , le support 70 peut comprendre également un élément de maintien 72 (par exemple une plaque de maintien) orienté perpendiculairement au rail 71 et permettant de stabiliser l’appareil 100. Optionnellement, l’appareil 100 comprend également un dispositif de maintien 80 du support au sol. En pratique, ce dispositif de maintien 80 est fixé au support 70 (ici au moyen de maintien 72 du support 70). Dans un mode de réalisation préféré, le dispositif de maintien 80 est fixé au sol par exemple au moyen de pieds, ici répartis le long de la surface de l’élément de maintien 72. De façon avantageuse, le dispositif de maintien 80 comprend aussi des roulettes 81 afin de pouvoir déplacer facilement l’appareil. Comme illustré en FIG. 6 , la deuxième source 10b de rayons X émet le deuxième flux 11b de rayons X se propageant suivant un axe de propagation Ab. L’axe de propagation Ab est ici de préférence orienté verticalement et dirigé vers le sol afin de mieux sécuriser l’appareil 100 et de réduire la dose de rayonnement émise en dehors de l’appareil 100. La deuxième source 10b de rayons X est une source dite microfocus, qui présente un diamètre de spot Db (en sortie de la deuxième source 10b) compris entre 1 µm et 20 µm. La deuxième source 10b de rayons X est par exemple une source basée sur un tube à rayons X comprenant une anode et une cathode. Une telle source microfocus est par exemple commercialisée par la société Hamamatsu. Le deuxième flux 11b de rayons X est ici émis à des énergies comprises entre 10keV (correspondant à une longueur d’onde de de 0,12nm) et 80kV (correspondant à une longueur d’onde de 0,015 nm), de préférence entre 20 keV et 80keV pour un courant de cathode supérieur à 100µA. En général, l’anode de la deuxième source 10b de rayons X comprend au moins un matériau lourd, par exemple au moins un des matériaux suivants : cuivre, molybdène, tungstène. Dans notre exemple, le matériau de l’anode est du molybdène. Dans ce cas, la deuxième source 10b de rayons X génère un spectre d’émission de rayons X continu avec un pic d’émission autour de 17 keV correspondant ici aux raies d’émission du molybdène, par application d‘une haute tension sur la cathode comprise entre 40 kV et 80 kV, avec une intensité de courant supérieure à 100µA et une puissance supérieure à 5W. Dans la deuxième configuration d’imagerie, le deuxième flux 11b de rayons X, en sortie de la deuxième source 10b de rayons X, présente une puissance supérieure ou égale à 5 W et en général inférieure à 100 W. La deuxième source 10b de rayons X émet aussi le deuxième flux 11b de rayons X dans un cône d’émission, propre à cette source 11b. Ici, par cône d’émission, on entend un cône de révolution autour d’un axe de propagation Ab, ayant pour génératrice le diamètre Db du spot d’émission et ayant un angle au sommet ou angle d’ouverture en sortie de la deuxième source 10b de rayons X. Le cône d’émission représente le volume dans lequel le deuxième flux 11b de rayons X se propage à partir de la deuxième source 10b de rayons X vers une portion de la partie du sein de la patiente qui est immobilisée entre la plate-forme 20 et la tablette de compression 22. En d’autres termes, le deuxième flux 11b de rayons X en sortie de la deuxième source 10b de rayons X est divergent, et se propage suivant le cône d’émission de la deuxième source 10b de rayons X. De préférence, l’angle total d’ouverture du cône d’émission de la deuxième source 10b de rayons X est compris entre 5 degrés et 45 degrés, et de préférence entre 10 degrés et 45 degrés. Le deuxième flux 11b de rayons X se propage en champ libre en sortie de la deuxième source 10b de rayons X vers la tablette de compression 22 de l’appareil 100. Le deuxième flux 11b de rayons X traverse la tablette de compression 22, la portion de la partie du sein 1 ainsi que la plate-forme 20 pour sein. A cet effet, on comprend que la tablette de compression 22 ainsi que la plate-forme pour sein 20 sont également transparentes à la gamme de longueur d’onde émise par la deuxième source 10b de rayons X. On note que le deuxième flux 11b de rayons X présente un deuxième front d’onde initial représentant sa propagation en sortie de la deuxième source 10b de rayons X. Ce deuxième flux 11b de rayons X se propage en direction du sein 1 de la patiente qui est maintenu, comme dans la première configuration d’imagerie, par la tablette de compression 22 et de la plate-forme 20 pour sein. Comme illustré en FIG. 6 ou en FIG. 7 , seule une portion du sein comprimé est irradiée par le deuxième flux 11b de rayons X. Cette portion est comprise dans la partie du sein qui a été irradiée par le premier flux 11a de rayons X décrite ci-dessus. Ainsi, seule cette portion du sein est comprise dans le cône d’émission du deuxième flux 11b de rayons X. En particulier, la région visée par le deuxième flux 11b de rayons X correspond à une zone identifiée comme suspecte et/ou contenant des microcalcifications mammaires suspectes dans l’image de mammographie par absorption obtenue dans la première configuration d’imagerie sur le même appareil 100. Dans l’exemple de la source microfocus décrite ci-dessus, la deuxième source 10b de rayons X est configurée pour irradier le sein 1 pendant une période temporelle comprise entre 10 secondes et 120 secondes afin d’avoir assez de signal pour déterminer l’image du déphasage qui sera décrite ci-dessous. Ici, dans cet exemple, la portion de la partie du sein contenant des microcalcifications est irradiée pendant 35 secondes afin d’avoir un bon compromis entre dose administrée à la patiente et quantité de signal acquis pour déterminer l’image du déphasage. La deuxième source 10b de rayons X est configurée pour irradier la portion de la partie du sein contenant les microcalcifications à une dose de rayons X par exemple comprise 400 µSv et 650 µSV. Une telle gamme permet de limiter la dose de rayons X reçue par la patiente conformément aux normes sanitaires et de sécurité tout en fournissant assez de signal pour permettre une acquisition rapide de l’image de déphasage de la portion de la partie du sein 1 de la patiente. Dans ce deuxième mode de réalisation, aucun élément optique (autre que la tablette de compression 22 et de la plate-forme pour sein 20) n’est positionné sur le chemin optique du deuxième flux 11b traversant le sein. Ainsi, le deuxième flux 11b de rayons X traversant le sein se propageant entre le support 20 pour sein et le détecteur d’image 30 de rayons X est en propagation en champ libre (i.e. il se propage en espace libre). Utiliser la propagation en champ libre permet de diminuer les coûts de l’appareil 100 utilisé dans la deuxième configuration d’imagerie car moins de composants sont nécessaires dans l’appareil 100 utilisé dans cette configuration. En outre, cela facilite la détermination de l’image du déphasage. Dans cette deuxième configuration d’imagerie, le détecteur 30 d’image de rayons X est agencé pour capter le deuxième flux 11b de rayons X ayant traversé le sein 1 (ici la portion de la partie du sein). On comprend que le deuxième flux 11b de rayons X capté par le détecteur 30 d’image de rayons X présente un front d’onde, noté dans la suite deuxième front d’onde transmis, qui représente une distribution spatiale du deuxième flux 11b de rayons X ayant traversé le sein 1. La distribution spatiale du front d’onde transmis (capté par le détecteur 30 d’image de rayons X) du deuxième flux 11b de rayons X correspond à un signal d’interférence (i.e. amplitude) présentant un déphasage entre le front d’onde initial du deuxième flux 11b de rayons X émis par la deuxième source 10b de rayons X et un front d’onde du flux 11b de rayons X qui a été modifié lors de son passage dans le sein 1 de la patiente. Cette distribution spatiale du front d’onde transmis qui est captée par le détecteur 30 d’image de rayons X correspond à un signal d’interférence (i.e. intensité). Ce deuxième flux 11b de rayons X est ensuite analysé par l’unité de traitement 40 pour déterminer une deuxième image du déphasage correspondant à l’image en intensité du deuxième flux 11b de rayons X ayant traversé le sein de la patiente. La FIG. 9 illustre un exemple en vue en coupe d’une deuxième image du déphasage Imgb d’une portion de partie du sein comprimé déterminée par l’unité de traitement 40 à partir du deuxième flux 11b de rayons X capté par le détecteur 30 d’image de rayons X. Plus précisément, la FIG. 9 représente un profil en intensité des rayons X captés sur le détecteur d’image 30 par une pluralité de lignes de pixels s’étendant par exemple suivant l’axe x. La partie du sein analysée est dans cet exemple la portion de la partie du sein ayant été irradié par les rayons X de la deuxième source 11b de rayons X. Comme cela est illustré, l’image en intensité Imgb une partie principale PSb bombée, représentant l’intensité du faisceau X traversant l’échantillon encadrée par deux bords PSb dans lesquels le signal d’intensité présente ici une forme creuse suivi d’un pic qui correspondent aux interférences entre le faisceau traversant les bords internes et externes de l’échantillon. Ces bords 6 sont, dans la suite appelés effet de bords réhaussés. Comme illustré en FIG. 9 , des effets de bords réhaussés sont visibles sur l’image en intensité. La réfraction du faisceau de rayons X sur les bords de l’échantillon, où les gradients latéraux de la phase des rayons X sont les plus importants, provoque des variations d’intensité qui sont mises à profit pour obtenir une amélioration des contours internes et externes (ou bords) de l’échantillon. Le rehaussement de bords observé peut être interprété plus rigoureusement en utilisant la nature ondulatoire des rayons X et la théorie de la diffraction de Fresnel. De ce point de vue, la distribution de l’intensité sur le détecteur d’image 30 est le résultat de l’interférence d’ondes obtenant un déphasage variable par le passage à travers l’échantillon étudié. À la distance d2b, la distribution d’intensité, après transmission à travers la portion de la partie du sein immobilisé, est décrite par une formule qui, pour une partie du sein faiblement absorbante, peut s’écrire comme suit : I(x,y,z)=1+ λz/2π ∆_⊥ Φ(x,y,0) où I est l'intensité du rayonnement détecté, λ la longueur d'onde des rayons X et Φ(x,y) la phase de l'onde étudiée sur laquelle l'opérateur de Laplace Δ bidimensionnel agit dans le plan x-y. L’intensité mesurée n’est ici pas une mesure directe de la phase, mais plutôt le laplacien de la phase du front d’onde, noté dans la suite front d’onde transmis, qui représente une distribution spatiale du deuxième flux 11b de rayons X transmis à travers la portion de la partie du sein 1 immobilisé. En pratique, dans la deuxième configuration de l’appareil 100, les deux bords dépendent du deuxième grandissement optique décrit plus haut. Ainsi, on comprend que le deuxième grandissement optique de l’appareil 100 dans la deuxième configuration est adapté pour visualiser les bords de l’échantillon en intensité. En effet, les deux bords PSb sont visibles uniquement quand la distance de propagation jusqu’au détecteur 30 est suffisante et que la diffraction opère en régime de Fresnel. L’unité de traitement 40 illustrée en FIG. 7 est au moins connectée au détecteur d’image 30 de rayons X décrit ci-dessus. Par connecté, on entend que l’unité de traitement 40 est agencée pour communiquer avec un autre élément, par exemple, en étant configurée pour émettre et/ou recevoir des données de cet élément (ici par exemple en filaire). Ici, en l’espèce, l’unité de traitement 40 est configurée pour déterminer une image du déphasage à partir de l’image en intensité captée par le détecteur 30 de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie, cette image en intensité étant représentative du front d’onde du deuxième flux 11b de rayons X transmis. Dans la deuxième configuration d’imagerie, l’unité de traitement 40 est configurée pour reconstruire, à partir de cette image Imgb en intensité à bords réhaussés (ou image par contraste de phase), une image de phase de la portion de la partie du sein 1 immobilisé. En pratique, l’unité de traitement 40 est configurée pour extraire le laplacien de la phase du signal suivant des techniques d’extraction de phase connues de l’homme du métier, par exemple comme décrit dans le document Burvall, A., Lundström, U., Takman, P. A., Larsson, D. H., & Hertz, H. M. (2011), « Phase retrieval in X-ray phase-contrast imaging suitable for tomography ». L’unité de traitement 40 est également configurée pour reconstruire une image par contraste de phase à partir du laplacien de la phase du signal. Ici cette image par contraste de phase est une image par contraste de phase en propagation libre obtenue à partir de l’image en intensité du deuxième flux 11b de rayons X transmis à travers la portion de la partie du sein irradiée par le deuxième flux 11b de rayons X. Bien entendu, il est à noter que la partie principale PSb du signal enregistré peut être analysée et traitée par l’unité de traitement 40 pour reconstruire une image d’absorption de la partie du sein comme décrit dans la première configuration d’imagerie. Bien entendu, si l’unité de traitement 40 reconstruit également une image d’absorption (comme dans le cas de la FIG. 9 ), elle peut également déterminer la présence de taches dans cette dernière image de manière similaire à la méthode utilisée à l’image par contraste de phase de l’échantillon. Dans la deuxième configuration d’imagerie, l’agencement particulier de l’appareil 100, ici notamment son deuxième grandissement optique permet de visualiser avec précision les bords réhaussés (i.e. les parties secondaires PSb) présents dans l’image en intensité Imgb. En effet, pour un deuxième grandissement inférieur (notamment inférieur à 8), ces bords sont peu ou faiblement visibles dans l’image en intensité, comme cela est visible sur la FIG. 4 associée à la première configuration d’imagerie. De ce fait, l’image de rayons X en intensité obtenue avec un grandissement supérieur ou égal à 8 et inférieur à 30, et de préférence compris entre 8 et 15, est beaucoup plus précise et permet d’en extraire une image par contraste de phase à fort contraste et hautement résolue spatialement. La FIG. 10 montre, en haut, trois images (10A, 10B, 10C) de rayons X d’une microcalcification dans une portion de sein de différentes patientes obtenues par absorption (notée Abs.), et, en bas, trois images (10D, 10E, 10F) de rayons X des mêmes microcalcifications des mêmes portions de sein obtenues par contraste de phase (noté C. Ph.). Chaque colonne d’images sur la FIG. 10 correspond à la même microcalcification de la même portion de sein de la même patiente. Les trois colonnes d’images de la FIG. 10 correspondent ici à des patientes différentes. Les trois images d’absorption 10A, 10B, 10C sont obtenues avec l’appareil 100 dans la première configuration, par exemple avec un grandissement de 15. Les images par contraste de phase 10D, 10E, 10F sont obtenues avec le même appareil 100 dans la deuxième configuration avec le même détecteur 30, par exemple avec un grandissement de 15. Dans cet exemple on utilise le même grandissement dans les deux configurations d’imagerie mais pas la même taille de spot de source : dans la première configuration, pour les images d’absorption, le spot de la source 11a de rayons X est de 100µ et dans la deuxième configuration pour les images par contraste de phase, le diamètre de la source 11b est de 10µ. Chaque image permet de visualiser un ou plusieurs éléments 91, 92, 92, 94, 95 opaques aux rayons X, par exemple des microcalcifications mammaires. Comme cela est illustré en FIG. 10 , différents objets sont extraits de l’image par contraste de phase et de l’image d’absorption. Toutefois, la comparaison des images d’absorption et de contraste de phase de la FIG. 10 montre pour chaque cas que l’image par contraste de phase présente un meilleur contraste et une meilleure résolution comparée à l’image d’absorption obtenue. Par exemple, dans la paire d’images (10A, 10D), on détecte dans l’image par absorption 10A un objet 91 opaque aux rayons X et on observe sur l’image 10D par contraste de phase que les contours de cet objet 91 sont irréguliers. Dans l’exemple de la paire d’images (10B, 10E), on détecte dans l’image par absorption deux objets 92, 93 opaques aux rayons X et on observe sur l’image par contraste de phase que les contours de ces deux objets 92, 93 sont réguliers en forme de losange ou diamant. Dans l’exemple de la paire d’images de droite, on détecte dans l’image par absorption deux taches 94, 95 partiellement opaques aux rayons X et on observe sur l’image par contraste de phase que ces deux taches 94, 95 sont diffuses et ont des contours irréguliers, par exemple de forme filamentaire pour la tache 95. Dans tous les cas, l’image par contraste de phase est beaucoup plus nette que l’image par absorption. Typiquement ces microcalcifications peuvent ensuite être classés en différente classes, par exemple en fonction de la morphologie des taches détectés dans les images décrites ci-dessus. En particulier, on classe les taches détectés en fonction de leur forme qui peut être régulière par exemple ronde ou en diamant, ou irrégulière présentant éventuellement des aspérités ou des creux ou encore des filaments. Le praticien radiologie ou médecin peut ensuite associer telle forme de tache à un faible risque de pathologie ou à un risque de pathologie spécifique. On comprend que la résolution et le contraste de l’image par contraste de phase étant meilleurs que ceux de l’image d’absorption, la détection et/ou le tri à partir de l’image par contraste de phase est plus précis et permet donc d’obtenir de meilleurs résultats. Typiquement, l’algorithme de détection de contour peut être basé sur au moins des algorithmes suivants : - une segmentation en utilisant un histogramme ; - un algorithme de Laplace ; - un algorithme du gradient, etc. Comme cela est illustré en FIG. 10 , différentes objets 91, 92…, 95 sont extraits de l’image par contraste de phase et de l’image d’absorption. La comparaison des images d’absorption et de contraste de phase de la FIG. 10 montre que l’image par contraste de phase présente un meilleur contraste et une meilleure résolution comparée à l’image d’absorption obtenue. Typiquement ces objets 91, 92…, 95 peuvent ensuite être classés en différente classes, par l’unité de traitement 40, par exemple en fonction de la morphologie des objets détectés dans les images décrites ci-dessus. On comprend que comme la résolution et le contraste de l’image par contraste de phase sont meilleurs que ceux de l’image d’absorption, la détection et/ou le tri à partir de l’image par contraste de phase est plus précis et permet donc d’obtenir de meilleurs résultats. Les figures 11 à 14 illustrent un deuxième mode de réalisation d’un appareil 200 selon la présente invention. L’appareil 200 comprend tous les éléments de l’appareil 100 décrits ci-dessus. La FIG. 11 et la FIG. 12 représentent schématiquement l’appareil 200 dans la première configuration d’imagerie. La FIG. 13 et la FIG. 14 représentent schématiquement l’appareil 200 dans la première configuration d’imagerie. A la différence de l’appareil 100, l’appareil 200 comprend un boitier 90 mobile associé au support 70 et accueillant au moins le support de sources, la première source 10a de rayons X, le rail 71 décrit plus haut, le détecteur 30 d’image de rayons X et les différents dispositifs d’ajustement en position et/ou en orientation décrits plus haut. Comme on peut le voir sur cette figure, la plate-forme 20 pour sein ainsi que la tablette de compression 22 sont à l’extérieur du boîtier pour permettre de positionner le sein 1 de la patiente dans l’appareil 200. Comme cela est illustré, le support 70 est fixé à une face intérieure du boîtier 90, par exemple par l’intermédiaire de vis. On comprend que dans ce cas, le moyen de maintien 72 du support 70 peut correspondre à une face intérieure du boitier 90 ou être fixé à cette même face intérieure du boitier 90. Ici, le dispositif de maintien 80 est fixé à une face extérieure du boîtier 90. Le boitier 90 peut comprendre des éléments d’ouverture refermables afin d’accéder aux différents éléments compris dans le boîtier 90, pour des raisons de maintenance. Typiquement, les éléments d’ouverture refermables peuvent être des plaques fixées par l’intermédiaire de vis au boîtier 90 ou des portes refermables et/ou maintenues par l’intermédiaire de vis. Dans ce mode de réalisation, on peut voir que l’écran 53 est un élément externe au boîtier 90. De manière similaire, on comprend que l’unité de commande 51 peut être un ordinateur positionné à l’extérieur du boîtier 90 et présentant un écran 53 servant d’interface homme-machine. De préférence, l’écran 53 est positionné à quelques mètres du dispositif 200 et placé derrière un écran, par exemple en verre plombé, pour protéger l’opérateur des rayons X. Procédé Il va être écrit un exemple d’une méthode 300 d’imagerie à rayons X utilisant l’imagerie en absorption et l’imagerie par contraste de phase à l’aide de la FIG. 15 . La méthode illustrée en FIG. 15 est mise en œuvre dans l’appareil 100 ou l’appareil 200 décrit ci-dessus. Tout d’abord, l’appareil 100, 200 est placé dans la première configuration d’imagerie. A cet effet, la patiente est placée devant l’appareil 100, 200 de façon à immobiliser une partie d’un sein 1 entre la plate-forme 20 et la tablette de compression 22. La première source 10a de rayons X, la plate-forme 20, la tablette de compression 22, la cale 110 et le détecteur 30 sont disposés comme décrit ci-dessus pour être dans la première configuration d’imagerie, l’appareil 100, 200 ayant un premier grandissement optique supérieur ou égal 1 et inférieur ou égal 2. La méthode 300 comprend ensuite une étape d’émission E1a du premier flux 11a de rayons X depuis le spot d’émission de la première source 10a de rayons X. Comme précisé ci-dessus, le spot d’émission de la première source 10a de rayons X présente un diamètre Da supérieur ou égal à 50 µm. Le premier flux 11a de rayons X est émis en direction de la partie du sein 1 de la patiente immobilisé entre la plate-forme 20 et la tablette de compression 22. Ici, le premier flux 11a de rayons X se propage en champ libre vers la partie du sein 1 de la patiente immobilisée. La méthode 300 comprend également une étape de détection E2a d’une première image Imga de rayons X en absorption via le détecteur 30. Comme indiqué précédemment, le détecteur 30 est espacé de la première source 10a de rayons X d’une distance d2a allant de 50 cm à 120 cm, de préférence supérieure ou égale à 60 cm et inférieure ou égale à 80 cm. Le détecteur d’image de rayons X est dans cette étape agencé pour capter le premier flux 11a de rayons X transmis à travers la partie du sein 1 de la patiente. Dans la première configuration d’imagerie, la partie du sein 1 de la patiente immobilisée est positionné entre la première source 10a de rayons X et le détecteur d’image 30 de façon à ce que la première image en intensité ou image d’absorption acquise présente un premier grandissement optique supérieur ou égal à 1 et inférieur ou égal à 2. On obtient ainsi une première image d’absorption d’une partie du sein 1 de la patiente. Le méthode 300 comprend de préférence une étape de traitement E3a de l’image d’absorption acquise dans la première configuration d’imagerie pour déterminer une portion de la partie du sein 1 de la patiente à analyser avec un plus fort grandissement dans la deuxième configuration d’imagerie par contraste de phase. Par exemple, cette partie du sein contient un foyer suspect de microcalcifications. Ensuite, l’appareil 100, 200 est placé dans la deuxième configuration d’imagerie. La partie du sein 1 reste immobilisée entre la plate-forme 20 et la tablette de compression 22 du même appareil 100, 200. La deuxième source 10b de rayons X, la plate-forme 20, la tablette de compression 22, la cale 110 et le détecteur 30 sont disposés comme décrit ci-dessus pour être dans la deuxième configuration d’imagerie, l’appareil 100, 200 ayant un deuxième grandissement optique supérieur ou égal 8 et inférieur ou égal 30, de préférence, entre 8 et 20, et encore mieux entre 8 et 15. La méthode 300 comprend ensuite une étape d’émission E1b du deuxième flux 11b de rayons X depuis le spot d’émission de la deuxième source 10b de rayons X. Comme précisé ci-dessus, le spot d’émission de la deuxième source 10b de rayons X présente un diamètre Db compris entre 1 µm et 20 µm. Le deuxième flux 11b de rayons X est émis en direction d’une portion contenant des microcalcifications de la partie du sein 1 de la patiente immobilisée entre la plate-forme 20 et la tablette de compression 22. Ici, le deuxième flux 11b de rayons X se propage en champ libre vers la portion de la partie du sein 1 de la patiente immobilisée. La méthode 300 comprend également une étape de détection E2b d’une deuxième image Imgb de rayons X en intensité via le détecteur 30. Comme indiqué précédemment, le détecteur 30 est espacé de la deuxième source 10b de rayons X d’une distance d2b supérieure ou égale à 80 cm et inférieure ou égale à 1,7 m et de préférence comprise entre 80 cm et 1,5 m. Le détecteur d’image de rayons X est dans cette étape agencé pour capter le deuxième flux 11b de rayons X transmis à travers la portion de la partie du sein 1 de la patiente. Dans la deuxième configuration d’imagerie, la portion de la partie du sein 1 de la patiente immobilisée est positionnée entre la deuxième source 10b de rayons X et le détecteur d’image 30 de façon à ce que la deuxième image Imgb en intensité acquise présente le deuxième grandissement optique supérieur ou égal à 8 et inférieur à 20, de préférence compris entre 8 et 15 pour obtenir de meilleures performances en termes de contraste et de résolution spatiale. Le méthode 300 comprend également une étape de traitement E3b de la deuxième image Imgb acquise par le détecteur 30 pour déterminer une image du déphasage et reconstruire, à partir de cette image du déphasage, une image par contraste de phase de la portion de la partie du sein 1 de la patiente immobilisée. La présente invention n’est nullement limitée aux modes de réalisation décrits et représentés, mais l’homme du métier saura y apporter toute variante conforme à l’invention. Appareil (100, 200) de mammographie à rayons X utilisant deux sources de rayons X, ledit appareil comprenant au moins : une plate-forme (20) pour sein et une tablette de compression (22) agencées pour positionner et immobiliser une partie d’un sein (1) d’une patiente ; une première source (10a) de rayons X mobile agencée dans une première configuration d’imagerie pour émettre, depuis un spot d’émission présentant un diamètre supérieur ou égal à 50 µm, un premier flux (11a) de rayons X en direction d’une partie du sein (1) de la patiente, la partie du sein étant immobilisée entre la plate-forme(20) et la tablette de compression(22), une deuxième source (10b) de rayons X mobile agencée dans une deuxième configuration d’imagerie pour émettre, depuis un spot d’émission présentant un diamètre compris entre 1 µm et 20 µm, un deuxième flux (11b) de rayons X, le deuxième flux (11b) de rayons X étant dirigé vers une portion de la partie du sein de la patiente immobilisée, un détecteur (30) d’image de rayons X agencé dans la première configuration d’imagerie pour capter le premier flux (11a) de rayons X transmis à travers la partie du sein et, respectivement, dans la deuxième configuration d’imagerie pour capter le deuxième flux (11b) de rayons X transmis à travers la portion de la partie du sein, la plate-forme (20) et la tablette de compression (22) étant situées entre le détecteur(30) d’image de rayons X et la première source (10a) de rayons X dans la première configuration d’imagerie ou, respectivement, entre le détecteur (30) d’image de rayons X et la deuxième source (10b) de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie, un support de source (62) sur lequel sont montées la première source (10a) de rayons X et la deuxième source (10b) de rayons X, ledit support de source étant agencé pour positionner de manière alternée la première source (10a) de rayons X dans la première configuration d’imagerie et la deuxième source (10b) de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie, une unité de commande (51) configurée pour activer la première source (10a) de rayons X dans la première configuration d’imagerie ou la deuxième source (10b) de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie, ladite activation de la première source de rayons X ou de la deuxième source de rayons X étant effectuées de manière alternée, ledit appareil (100, 200) présentant dans la deuxième configuration d’imagerie une distance entre la deuxième source de rayons X et le détecteur (30) d’image de rayons X comprise entre 80 cm et 1,6 m et un grandissement optique supérieur ou égal à 8 et inférieur à 20 et une unité de traitement (40) configurée pour déterminer une image mammographique par absorption de la partie du sein de la patiente à partir du premier flux de rayons X capté par le détecteur (30) d’image de rayons X dans la première configuration d’imagerie et pour reconstruire, à partir du deuxième flux de rayons X capté dans la deuxième configuration d’imagerie, une image par contraste de phase de la portion de la partie du sein de la patiente. Appareil (100, 200) selon la revendication 1, ledit appareil (100, 200) présente dans la première configuration d’imagerie une distance entre la première source (10a) de rayons X et le détecteur (30) comprise entre 50 cm et 120 cm et un grandissement optique supérieur ou égal à 1 et inférieur ou égal à 2. Appareil selon la revendication 1 ou la revendication 2, dans lequel, dans la deuxième configuration d’imagerie, le deuxième flux de rayons X transmis à travers la tablette de compression (22) et la plate-forme (20) se propage en champ libre vers le détecteur d’image (30) de rayons X. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 3, dans lequel le support de source (62) comporte un rail et dans lequel l’unité de commande est configurée pour déplacer au moins la première source (10a) et la deuxième source (10b) le long du rail du support de source de manière à positionner : i) soit la première source de rayons X dans la première configuration d’imagerie, ii) soit la deuxième source de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 4, dans lequel, dans la première configuration d’imagerie, le détecteur (30) d’image de rayons X est positionné en regard de la première source (11a) de rayons X, et dans la deuxième configuration d’imagerie, le détecteur (30) d’image de rayons X est positionné en regard de la deuxième source (11b) de rayons X. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 5, dans lequel, dans la première configuration d’imagerie, la première source de rayons X est disposée de façon à émettre le premier flux de rayons X dans un cône d’émission autour d’un axe de propagation orienté verticalement et dirigé vers le sol et, dans lequel, dans la deuxième configuration d’imagerie, la deuxième source de rayons X est disposée de façon à émettre le deuxième flux de rayons X dans un cône d’émission autour d’un axe de propagation orienté verticalement et dirigé vers le sol. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 6, dans lequel le détecteur d’image de rayons X comprend une matrice de pixels présentant une première dimension spatiale et une deuxième dimension spatiale, la première dimension spatiale étant supérieure ou égale à 10 cm et la deuxième dimension spatiale étant supérieure ou égale à 10 cm. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 7, dans lequel l’unité de traitement est configurée pour déterminer, par utilisation d’un algorithme détection de contour sur ladite image par contraste de phase, la présence d’un objet dans ladite image par contraste de phase et une morphologie de chaque objet détecté. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 8, comprenant au moins un des éléments suivants : un support (70, 71) sur lequel sont montés au moins le support de source (62), la plate-forme (20) pour sein et la tablette de compression (22), le détecteur (30) d’image de rayons X, un boîtier (90) associé au support (70, 71), le boîtier (90) accueillant au moins le support de source (62), la première source (10a) de rayons X et la deuxième source (10b) de rayons X, la plate-forme pour sein (20) et la tablette de compression (22), le détecteur (30) d’image de rayons X, un dispositif de maintien (80, 81) du support au sol. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 9 comprenant: un dispositif d’ajustement (61, 61a, 61b) du détecteur (30) configuré pour déplacer le détecteur (30) suivant au moins une direction spatiale de façon à ajuster la distance entre le détecteur (30) et la première source (10a) de rayons X dans la première configuration d’imagerie ou de façon à ajuster la distance entre le détecteur (30) et la deuxième source (10b) de rayons X dans la seconde configuration d’imagerie, et/ou le dispositif d’ajustement (61, 61a, 61b) étant adapté pour régler une orientation du détecteur (30) suivant au moins une rotation. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 10 comprenant un dispositif d’ajustement en position (60, 60a, 60b) de la plate-forme (20) pour sein et de la tablette de compression (22), le dispositif d’ajustement en position (60, 60a, 60b) étant adapté pour régler une position de la plate-forme pour sein et de la tablette de compression par rapport à la première source de rayons X dans la première configuration d’imagerie ou par rapport à la deuxième source de rayons X dans la deuxième configuration d’imagerie. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 11, comprenant un autre dispositif d’ajustement en position et/ou en orientation du support de source (62) pour régler une position dudit support de source par rapport au détecteur (30) d’image de rayons X suivant au moins une direction spatiale, ladite au moins une direction spatiale correspondant à une translation dudit support de source (62) par rapport au détecteur d’image de rayons X et/ou pour ajuster en orientation le support de source (62) par rapport au détecteur (30) d’image de rayons X selon au moins un angle de rotation. Appareil selon l’une quelconque des revendications 1 à 12, dans lequel, dans la première configuration d’imagerie, l’unité de commande est configurée pour déplacer la première source de rayons X en différentes positions le long du support de source (62) et, pour chaque position, déterminer une image mammographique par absorption et une image par contraste de phase. Appareil selon la revendication 13, dans lequel ledit appareil est configuré pour reconstruire : une image mammographique par absorption d’une partie du sein de la patiente par tomosynthèse à partir d’au moins trois images par absorption de ladite partie du sein de la patiente, les trois images par absorption étant prises selon trois orientations distinctes et/ou une image par contraste de phase par tomosynthèse de la portion de la partie du sein de la patiente à partir d’au moins trois images par contraste de phase de ladite portion de la partie du sein de la patiente, les trois images par contraste de phase étant prises selon trois orientations distinctes. Méthode de mammographie à rayons X comprenant les étapes suivantes : arrangement d’un appareil (100, 200) selon l’une quelconque des revendications 1 à 14 dans une première configuration d’imagerie, la première source (10a) de rayons X, la plate-forme (20) pour sein, la tablette de compression (22), une cale (110) et le détecteur (30) étant disposés selon la première configuration d’imagerie, une partie d’un sein 1 d’une patiente étant immobilisé entre la plate-forme (20) et la tablette de compression (22) ; émission (E1a) d’un premier flux (11a) de rayons X depuis le spot d’émission de la première source (10a) de rayons X en champ libre et en direction de la partie du sein (1) de la patiente immobilisée entre la plate-forme (20) et la tablette de compression (22), le spot d’émission de la première source (10a) de rayons X présentant un diamètre supérieur ou égal à 50 µm ; détection (E2a) d’une première image (Imga) de rayons X en intensité via le détecteur (30) pour obtenir une première image d’absorption d’une partie du sein 1 de la patiente ; arrangement du même appareil (100, 200) dans une deuxième configuration d’imagerie, la deuxième source (10b) de rayons X, la plate-forme (20) pour sein, la tablette de compression (22), la cale (110) et le détecteur (30) étant disposés selon la première configuration d’imagerie, la partie d’un sein (1) d’une patiente étant immobilisé entre la plate-forme (20) et la tablette de compression (22), ledit appareil (100, 200) présentant dans la deuxième configuration d’imagerie une distance entre la deuxième source (10b) de rayons X et le détecteur (30) d’image de rayons X comprise entre 80 cm et 1,6 m et un grandissement optique supérieur ou égal à 8 et inférieur à 20 ; émission (E1b) d’un deuxième flux (11b) de rayons X depuis le spot d’émission de la deuxième source (10b) de rayons X en champ libre et en direction d’une portion de la partie du sein (1) de la patiente immobilisée entre la plate-forme (20) et la tablette de compression (22), le spot d’émission de la deuxième source (10b) de rayons X présentant un diamètre compris entre 1 µm et 20 µm ; détection (E2b) d’une deuxième image (Imgb) de rayons X en intensité via le détecteur (30) ; traitement (E3b) de la deuxième image (Imgb) pour déterminer une image du déphasage et reconstruire, à partir de cette image du déphasage, une image par contraste de phase de la portion de la partie du sein (1) de la patiente.