FR 2848007 A1 20040604 FR 0313766 A 20031125 i PROCEDE ET SYSTEME POUR ACCENTUER UNE IMAGE DE TOMOSYNTHIESE EN UTILISANT UN FILTRAGE TRANSVERSAL La présente invention concerne globalement le domaine de l'imagerie médicale, et plus spécifiquement le domaine de la tomosynthèse. En particulier, la présente 5 invention porte sur une minimisation des variations de contraste dans des reconstructions par tomosynthèse. Les techniques d'imagerie tomographique prennent une importance croissante dans le diagnostic médical, en permettant aux médecins et radiologues d'obtenir de manière non invasive des représentations tridimensionnelles d'organes ou tissus choisis 10 d'un patient. La tomosynthèse est une variante de la tomographie plane conventionnelle dans laquelle un nombre limité de projections radiographiques sont acquises sous format numérique à différents angles par rapport au patient. En tomosynthèse, une source de rayons X émet un faisceau de rayons X en éventail ou conique, qui est collimaté et traverse le patient pour être ensuite détecté par un ensemble d'éléments 15 détecteurs. Les éléments détecteurs produisent un signal qui dépend de l'atténuation des rayons X du faisceau. Les signaux peuvent être traités pour produire une projection radiographique, composée globalement des intégrales linéaires du coefficient d'atténuation de l'objet le long du chemin des rayons. La source, le patient et le détecteur sont ensuite déplacés l'un par rapport à l'autre pour l'exposition suivante, 20 typiquement par déplacement de la source de rayons X, de sorte que chaque projection est acquise à un angle différent. En utilisant des techniques de reconstruction, telles qu'une rétroprojection filtrée, l'ensemble des projections acquises peut ensuite être reconstruit afin de produire des images tridimensionnelles ayant une utilité diagnostique. Comme l'information 25 tridimensionnelle est obtenue sous format numérique au cours d'une tomosynthèse, l'image peut être reconstruite dans n'importe quel plan d'observation que l'opérateur choisit. Un ensemble de tranches représentatives d'un certain volume d'intérêt de l'objet imagé est typiquement reconstruit, dans lequel chaque tranche est une image reconstruite représentant des structures dans un plan parallèle au plan du détecteur et chaque tranche correspond à une distance différente du plan par rapport au plan du détecteur. De plus, comme une tomosynthèse reconstruit des données tridimensionnelles à partir de projections, elle offre une technique rapide et économique pour supprimer des 5 structures anatomiques superposées et pour accentuer le contraste dans des plans focaux, contrairement à l'utilisation d'une seule radiographie. En outre, comme les données de tomosynthèse comprennent un relativement petit nombre de radiographies de projection qui sont acquises rapidement, souvent en un seul passage de la source de rayons X au-dessus du patient, la dose de rayons X totale reçue par le patient est 10 comparable à la dose d'une seule exposition aux rayons X conventionnelle et est typiquement inférieure à la dose reçue lors d'un examen de tomodensitométrie. De plus, la résolution du détecteur employé en tomosynthèse est typiquement supérieure à la résolution des détecteurs utilisés en examens de tomodensitométrie. Ces qualités font que la tomosynthèse est utile pour des tâches radiologiques telles que la détection de 15 nodules pulmonaires ou d'autres pathologies dont il est difficile d'obtenir une image. Bien que la tomosynthèse offre des avantages considérables, les techniques associées à la tomosynthèse ont aussi des inconvénients. En particulier, le problème de reconstruction est difficile à résoudre car les informations disponibles sont incomplètes en raison de la nature de la technique. A savoir, les projections radiographiques peuvent 20 être acquises seulement à partir d'un petit nombre d'angles inclus dans un intervalle angulaire relativement étroit et ne sont pas réparties de façon dense sur tout l'intervalle angulaire, ce qui limite la quantité d'informations acquises. Des algorithmes de reconstruction perfectionnés sont employés pour résoudre ces problèmes de reconstruction. Un bon algorithme de reconstruction permet une bonne séparation des 25 tissus surjacents, minimise les artéfacts et accentue le contraste, en particulier celui des petites structures. Les ensembles de données reconstruits par tomosynthèse présentent souvent un flou des structures dans la direction des projections ayant été utilisées pour acquérir les données de tomosynthèse. Ces artéfacts associés à une structure imagée varient en 30 fonction de l'orientation de la structure par rapport à la géométrie d'acquisition. En conséquence, le flou des structures peut créer des artéfacts d'image indésirables et empêcher la séparation de structures se trouvant à des hauteurs différentes dans la reconstruction du volume imagé. Des systèmes employant des algorithmes de reconstruction perfectionnés qui 5 utilisent, soit directement soit indirectement, une contrainte de cohérence de reprojection pour obtenir des reconstructions de haute qualité, tentent de restaurer le contraste des structures imagées et de minimiser le flou des structures mentionné plus haut. Dans des algorithmes incorporant une contrainte de cohérence de re-projection, le niveau de contraste qui peut être récupéré et le degré de flou vont varier en fonction de 10 l'algorithme utilisé, de la géométrie d'acquisition du système d'imagerie, et des géométrie, position et orientation de l'objet ou de la structure imagée. Des exemples d'algorithmes incorporant des contraintes de cohérence de re-projection comprennent ART linéaire/additif, la tomosynthèse par inversion matricielle (MITS), la reconstruction non linéaire volumétrique, et la rétroprojection filtrée généralisée. 15 Comme on peut l'observer dans ces algorithmes, le contraste récupéré et le flou restant sont indépendants. En particulier, la contrainte de cohérence de re-projection a pour effet de maintenir à un niveau constant la somme du contraste de la structure reconstruite et du contraste des artéfacts de flou associés à cette structure. En conséquence, plus l'algorithme de reconstruction est efficace pour supprimer le flou, 20 plus le contraste de la structure reconstruite est élevé. Toutefois, la forme et l'importance du flou restant dépendent fortement de la forme et de l'orientation de la structure par rapport à la géométrie spécifique du système utilisé pour l'acquisition d'image, comme indiqué plus haut. En particulier, si la source de rayons X se déplace le long d'une trajectoire sensiblement linéaire durant le 25 processus d'imagerie, une structure qui est "longue" dans une direction globalement parallèle à la trajectoire linéaire de la source va produire un flou très étalé, tandis qu'une structure qui est "courte" dans une direction globalement parallèle à la trajectoire linéaire de la source va produire seulement un flou localisé. Par exemple, une structure allongée va produire un flou très étalé si elle est orientée globalement parallèle à la 30 trajectoire linéaire de la source, et seulement un flou localisé si elle est orientée globalement perpendiculaire à la trajectoire de la source. En raison de l'interdépendance mentionnée plus haut entre le contraste de la structure reconstruite et le flou restant d à cette structure, le contraste de la reconstruction de la même structure allongée est plus élevé si elle est orientée globalement perpendiculaire à la trajectoire de la source, et plus faible si elle est orientée globalement parallèle à la trajectoire de la source. Une manière par laquelle ce problème a été indirectement résolu a consisté à utiliser des géométries de système symétriques, comme en tomosynthèse circulaire, qui acquièrent des projections en un certain nombre d'orientations différentes par rapport à l'orientation de chaque structure. Par exemple, en tomosynthèse circulaire, la source de 10 rayons X n'est pas déplacée sur une trajectoire linéaire, mais est au contraire déplacée sur une trajectoire circulaire dans un plan sensiblement parallèle au plan du détecteur. Toutefois, dans de nombreux cas, une géométrie d'acquisition moins symétrique peut être préférée, par exemple pour des raisons de complexité du système ou de vitesse de balayage. Par exemple, en tomosynthèse pulmonaire, une géométrie globalement 15 linéaire ou une géométrie bidimensionnelle allongée (par exemple elliptique) peut être préférée. Il existe donc un besoin d'un procédé efficace pour minimiser la variabilité du contraste dans des images reconstruites tout en permettant l'utilisation de trajectoires de source non symétriques, par exemple des géométries d'acquisition linéaire ou allongée. La présente technique propose une nouvelle approche à la correction de 20 l'asymétrie de contraste dans les images tridimensionnelles obtenues à partir de projections radiographiques. En particulier, la technique applique un filtre qui donne une symétrie du contraste dans l'image reconstruite. La technique compense ainsi les variations de contraste attribuables à la géométrie du système d'acquisition et à l'orientation du sujet. Selon un premier aspect de la technique, il est proposé un procédé de traitement de données d'images radiographiques. Deux projections radiographiques, ou plus, d'un objet imagé sont obtenues en deux angles d'observation correspondants, ou plus, par déplacement d'une source de rayonnement par rapport à un objet imagé. Les projections radiographiques sont filtrées dans une direction qui est globalement transversale à la 30 trajectoire de balayage de la source de rayonnement. Un algorithme de reconstruction est appliqué aux projections filtrées pour reconstruire une ou plusieurs tranches reconstruites. L'algorithme de reconstruction peut utiliser une contrainte de cohérence de reprojection. Le filtrage des projections radiographiques peut comprendre le fait 5 d'appliquer un filtre complémentaire aux projections radiographiques. Le filtrage des projections radiographiques peut comprendre le fait de choisir un filtre ayant une caractéristique désirée adaptée à un effet de filtrage apparent produit par l'algorithme de reconstruction, et/ou qui, conjointement avec l'effet de filtrage apparent produit par l'effet de l'algorithme de reconstruction, réduit des variations de contraste dépendant de 10 l'orientation associées à une structure reconstruite dans la ou les tranches reconstruites, ou produit un effet de filtrage symétrique dans la ou les tranches reconstruites. Selon un autre aspect de la technique, il est proposé un procédé de traitement de données d'images radiographiques. Deux projections radiographiques, ou plus, d'un objet imagé sont obtenues en deux angles d'observation correspondants, ou plus, par 15 déplacement d'une source de rayonnement par rapport à un objet imagé. Un algorithme de reconstruction est appliqué aux projections filtrées pour reconstruire une ou plusieurs tranches reconstruites. Les tranches d'image sont filtrées dans une direction transversale à la trajectoire de balayage de la source de rayonnement. Le filtrage de la ou des tranches reconstruites peut comprendre le fait d'appliquer 20 un filtre complémentaire aux tranches reconstruites. Selon un autre aspect de la technique, il est proposé un système de traitement de données d'images radiographiques. Le système comprend une source de rayonnement capable d'émettre un flux de rayonnement et un circuit de commande relié fonctionnellement à la source de rayonnement. De plus, le système comprend un 25 détecteur capable de détecter le flux de rayonnement et de produire deux projections radiographiques, ou plus, et un organe de commande de moteur configuré pour déplacer au moins un élément parmi la source de rayonnement, le détecteur, et une plate-forme de patient. Un circuit de traitement relié fonctionnellement au détecteur et configuré pour recevoir les deux projections radiographiques ou plus est aussi prévu. Le circuit de 30 traitement est en outre configuré pour reconstruire les deux projections radiographiques ou plus afin de former une ou plusieurs tranches reconstruites représentant les structures à l'emplacement correspondant à l'intérieur d'un volume imagé. Le circuit de traitement est en outre configuré pour appliquer au moins un filtre complémentaire à au moins une des deux projections radiographiques ou plus et de la ou des tranches reconstruites dans 5 une direction qui est globalement transversale à la trajectoire de balayage de la source de rayonnement. Un poste de travail d'opérateur relié fonctionnellement au circuit de traitement est configuré pour afficher la ou les tranches reconstruites. Le circuit de traitement peut appliquer un algorithme de reconstruction utilisant une contrainte de cohérence de re-projection afin de reconstruire les deux projections 10 radiographiques ou plus. Le filtre peut avoir une caractéristique adaptée à un effet de filtrage apparent produit par un algorithme de reconstruction utilisé pour reconstruire les deux projections radiographiques ou plus. Le filtre peut produire un effet de filtrage à symétrie de rotation conjointement avec l'effet de filtrage apparent produit par la reconstruction des deux projections radiographiques ou plus. Le contraste de la ou des 15 tranches reconstruites est de préférence indépendant de l'orientation des structures imagées. Selon un autre aspect de la technique, il est proposé un système de traitement de données d'images radiographiques. Le système comprend une source de rayonnement capable d'émettre un flux de rayonnement et un circuit de commande relié 20 fonctionnellement à la source de rayonnement. De plus, le système comprend un détecteur capable de détecter le flux de rayonnement et de produire deux projections radiographiques ou plus et un organe de commande de moteur configuré pour déplacer au moins un élément parmi la source de rayonnement, le détecteur, et une plate-forme de patient. Un circuit de traitement relié fonctionnellement au détecteur et configuré 25 pour recevoir les deux projections radiographiques ou plus est aussi prévu. Le circuit de traitement est en outre configuré pour reconstruire les deux projections radiographiques ou plus afin de former une ou plusieurs tranches reconstruites représentant une ou plusieurs structures à l'intérieur d'un volume imagé. Le circuit de traitement comprend un moyen pour réduire l'asymétrie de contraste dans la ou les tranches reconstruites. Un poste de travail d'opérateur relié fonctionnellement au circuit de traitement est configuré pour afficher la ou les tranches reconstruites. Selon un autre aspect de la technique, il est proposé un support tangible pour le traitement de données d'images radiographiques. Le support tangible comprend un 5 programme pour filtrer deux projections radiographiques, ou plus, dans une direction qui est globalement transversale à la trajectoire de balayage d'une source de rayonnement utilisée pour produire les projections. Un programme est aussi inclus pour appliquer un algorithme de reconstruction aux projections filtrées afin de produire une ou plusieurs tranches reconstruites. Selon un autre aspect de la technique, il est proposé un support tangible pour le traitement de données d'images radiographiques. Le support tangible comprend un programme pour appliquer un algorithme de reconstruction à deux projections radiographiques ou plus afin de produire une ou plusieurs tranches reconstruites. Un programme est aussi inclus pour filtrer la ou les tranches reconstruites dans une 15 direction qui est globalement transversale à la trajectoire de balayage de la source de rayonnement utilisée pour produire les projections. Les avantages et caractéristiques précédents et d'autres de l'invention ressortiront à l'étude de la description détaillée suivante de quelques formes de réalisation préférées de l'invention, illustrée par les dessins annexés dans lesquels: la figure 1 est un schéma d'un système d'imagerie exemplaire sous la forme d'un système d'imagerie à tomosynthèse pouvant être utilisé pour produire des images traitées selon des aspects de la présente technique; la figure 2 est un schéma d'une mise en oeuvre physique du système de tomosynthèse de la figure 1; la figure 3 est un autre schéma d'une mise en oeuvre physique du système de tomosynthèse de la figure 1, dans laquelle la source de rayons X se déplace le long d'une piste linéaire; la figure 4 est une vue du système de la figure 2, sur laquelle la source de rayons X est représentée se déplaçant sur une trajectoire à symétrie de rotation par rapport à 30 l'anatomie imagée; la figure 5 est une vue du système de tomosynthèse de la figure 3, sur laquelle la source de rayons X est représentée obtenant des expositions à différents emplacements le long de la piste linéaire; la figure 6 est un organigramme illustrant la formation d'un volume d'image 5 reconstruite à partir de données de projection selon une forme de réalisation de la présente technique; la figure 7 est un organigramme illustrant la formation d'un volume d'image reconstruite à partir de données de projection selon une variante de la présente technique; et la figure 8 est un organigramme illustrant la formation d'un volume d'image reconstruite à partir de données de projection selon une autre variante de la présente technique. La figure 1 représente schématiquement un système d'imagerie 10 qui peut être utilisé pour acquérir et traiter des données d'image. Dans la forme de réalisation 15 représentée, le système 10 est un système de tomosynthèse conçu à la fois pour acquérir des données d'image originales et pour traiter les données d'image en vue d'une présentation et d'une analyse selon la présente technique. Dans la forme de réalisation représentée sur la figure 1, le système d'imagerie 10 comprend une source 12 de rayons X qui peut se déplacer librement globalement dans un plan. Dans cette forme de 20 réalisation exemplaire, la source de rayons X 12 comprend typiquement un tube à rayons X et des composants de support et de filtrage associés. Un flux de rayonnement 16 est émis par la source 12 et passe dans une région dans laquelle se trouve un sujet, tel qu'un patient humain 18. Une partie du rayonnement 20 passe à travers ou autour du sujet et frappe un réseau détecteur, globalement repéré 25 22. Des éléments détecteurs du réseau produisent des signaux électriques qui représentent l'intensité du faisceau de rayons X incident. Ces signaux sont acquis et traités pour reconstruire une image des caractéristiques à l'intérieur du sujet. Un collimateur 23 peut définir la taille et forme du faisceau de rayons X 16 émis par la source de rayons X 12. La source 12 est commandée par un organe de commende de système 24 qui fournit à la fois de l'énergie et des signaux de commande pour des séquences d'examen à tomosynthèse, comprenant un positionnement de la source 12 par rapport au patient 18 et au détecteur 22. En outre, le détecteur 22 est relié à l'organe de commande de s système 24, qui commande l'acquisition des signaux produits dans le détecteur 22. L'organe de commande de système 24 peut aussi exécuter diverses fonctions de traitement et de filtrage des signaux, comme pour un réglage initial de gammes dynamiques, un entrelacement des données d'image numériques, etc. Globalement, l'organe de commande de système 24 commande le fonctionnement du système 10 d'imagerie pour exécuter des protocoles d'examen et pour traiter des données acquises. Dans le présent contexte, l'organe de commande de système 24 comprend aussi des circuits de traitement de signaux, typiquement basés sur un ordinateur numérique polyvalent ou spécialisé, des circuits de mémoire associés pour stocker des programmes et sous-programmes exécutés par l'ordinateur ainsi que des paramètres de configuration 15 et des données d'image, des circuits d'interface, etc. Dans la forme de réalisation représentée sur la figure 1, l'organe de commande de système 24 est relié à un sous-système de positionnement 26 qui positionne la source de rayons X 12 par rapport au patient 18 et au détecteur 22. Dans des variantes, le soussystème de positionnement 26 peut déplacer le détecteur 22 ou même le patient 18 au 20 lieu de la source 12. Dans d'autres variantes, plus d'un seul composant peut être déplaçable sous la commande du sous-système de positionnement 26. Des projections radiographiques peuvent donc être acquises à divers angles à travers le patient 18 par modification des positions relatives de la source 12, du patient 18 et du détecteur 22 sous la commande du sous-système de positionnement 26. De plus, comme le comprendront les personnes compétentes dans l'art, la source de rayonnement peut être commandée par un organe de commande de rayons X 30 installé à l'intérieur de l'organe de commande de système 24. En particulier, l'organe de commande de rayons X 30 est configuré pour fournir de l'énergie et des signaux de minutage à la source de rayons X 12. Un organe de commande de moteur 32 peut être 30 utilisé pour commander le mouvement du sous-système de positionnement 26. En outre, l'organe de commande de système 24 est aussi représenté comprenant un système d'acquisition de données 34. Dans cette forme de réalisation exemplaire, le détecteur 22 est couplé à l'organe de commande de système 24, en plus précisément au système d'acquisition de données 34. Le système d'acquisition de données 34 reçoit des 5 données collectées par les circuits électroniques de lecture du détecteur 22. Le système d'acquisition de données 34 reçoit typiquement des signaux analogiques échantillonnés en provenance du détecteur 22 et convertit les données en signaux numériques en vue d'un traitement ultérieur par un ordinateur 36. L'ordinateur 36 est typiquement relié à l'organe de commande de système 24. 10 Les données collectées par le système d'acquisition de données 34 peuvent être transmises à l'ordinateur 36, et aussi à une mémoire 38. On comprendra que n'importe quel type de mémoire adapté au stockage une grande quantité de données peut être utilisé par ce système 10 exemplaire. De plus, l'ordinateur 36 est configuré pour recevoir des instructions et des paramètres de balayage saisis par un opérateur via un 15 poste de travail d'opérateur 40, typiquement équipé d'un clavier et autres dispositifs d'entrée. Un opérateur peut commander le système 10 via les dispositifs d'entrée. L'opérateur peut donc observer l'image reconstruite et d'autres données concernant le système provenant de l'ordinateur 36, lancer une séquence d'imagerie, etc. Un dispositif d'affichage 42 relié au poste de travail d'opérateur 40 peut être 20 utilisé pour observer l'image reconstruite et pour commander l'imagerie. De plus, l'image peut aussi être imprimée par une imprimante 43 qui peut être reliée à l'ordinateur 36 et au poste de travail d'opérateur 40. En outre, le poste de travail d'opérateur 40 peut aussi être relié à un système d'archivage et de communication d'images (SACI) 44. On remarquera que le SACI 44 peut être relié à un système éloigné 25 46, un système informatique de service radiologie, un système informatique d'hôpital ou un réseau interne ou externe, de sorte que d'autres personnes en des lieux différents peuvent accéder à l'image et aux données d'image. On remarquera en outre que l'ordinateur 36 et le poste de travail d'opérateur 40 peuvent être reliés à d'autres dispositifs d'entrée qui peuvent comprendre des écrans de 30 contrôle d'ordinateur conventionnels ou spécialisés et des circuits de traitement associés. Un ou plusieurs postes de travail d'opérateur 40 peuvent en outre être liés au système en vue de délivrer en sortie des paramètres de système, de demander des examens, de visualiser des images, etc. En général, les dispositifs d'affichage, imprimantes, postes de travail et dispositifs similaires prévus au sein du système peuvent être locaux aux 5 composants d'acquisition de données, ou peuvent être éloignés de ces composants, par exemple ailleurs à l'intérieur d'un établissement ou hôpital, ou dans un lieu entièrement différent, en étant liés au système d'acquisition de données par un ou plusieurs réseaux configurables tels que l'Internet, des réseaux privés virtuels, etc. Globalement à propos de la figure 2, un système d'imagerie exemplaire utilisé 10 dans une présente forme de réalisation peut être un système d'imagerie à tomosynthèse 50. Dans une mise en oeuvre similaire à celle décrite plus haut, le système d'imagerie à tomosynthèse 50 est illustré avec une source 12 et un détecteur 22 entre lesquels un patient 18 peut être placé. La source de rayonnement 12 comprend typiquement un tube à rayons X qui émet des rayons X provenant d'un foyer 52. Le flux de rayonnement est 15 dirigé vers une région particulière du patient 18. On remarquera que la région particulière du patient 18 est typiquement choisie par un opérateur pour pouvoir effectuer le balayage le plus utile d'une région. En fonctionnement typique, la source de rayons X 12 projette un faisceau de rayons X provenant du foyer 52 et vers le réseau détecteur 22. Le détecteur 22 est 20 globalement formé d'une pluralité d'éléments détecteurs, correspondant globalement à des pixels, qui détectent les rayons X passant à travers et autour d'un sujet d'intérêt, tel que des parties particulières du corps, par exemple la poitrine, les poumons, etc. Dans une forme de réalisation, le détecteur est constitué d'un réseau rectangulaire de 2048 x 2048 éléments qui correspondent à une taille de pixel de 200 pLm x 200 ptm, bien que 25 d'autres configurations et tailles à la fois du détecteur 22 et des pixels soient naturellement possibles. Chaque élément détecteur produit un signal électrique qui représente l'intensité du faisceau de rayons X à la position de l'élément au moment o le faisceau frappe le détecteur. En outre, la source 12 peut être déplacée globalement à l'intérieur d'un plan de source 54, qui est sensiblement parallèle au plan du détecteur 22, 30 de sorte qu'une pluralité de vues radiographiques sous différents angles d'observation peuvent être collectées par l'ordinateur 36. Dans une forme de réalisation, la distance entre la source 12 et le détecteur 22 est d'environ 180 cm et l'intervalle total de mouvement de la source 12 est compris entre 31 cm et 131 cm, ce qui correspond à de 50 à 20 quand O' est une position centrée. Dans cette forme de réalisation, s typiquement au moins 10 projections sont acquises pour couvrir tout l'intervalle angulaire. L'ordinateur 36 est typiquement utilisé pour commander tout le système de tomosynthèse 50. L'ordinateur principal qui commande le fonctionnement du système peut être adapté pour commander des fonctions remplies par l'organe de commande de 10 système 24. En outre, le poste de travail d'opérateur 40 est relié à l'ordinateur 36 ainsi qu'à un dispositif d'affichage, de sorte que l'image reconstruite peut être visualisée. A mesure que la source de rayons X 12 est déplacée globalement dans le plan 54, le détecteur 22 collecte des données des faisceaux de rayons X atténués. Les données collectées par le détecteur 22 subissent ensuite typiquement un pré-traitement 1 5 et un étalonnage pour mettre les données en condition de représenter. les intégrales linéaires du coefficient d'atténuation des objets balayés. Les données traitées, couramment appelées projections, sont ensuite typiquement rétro-projetées afin de formuler une image de la zone balayée. En tomosynthèse, un nombre limitéde projections sont acquises, typiquement vingt ou moins, chacune à un angle différent par 20 rapport au patient et au détecteur. Comme les techniques de tomosynthèse acquièrent un nombre limité de projections qui ne sont pas réparties de façon dense sur tout l'intervalle angulaire, les informations disponibles pour la formulation d'image sont limitées et le problème de reconstruction est en conséquence délicat. Les algorithmes de reconstruction employés pour réaliser la reconstruction sur ces données limitées 25 séparent efficacement les couches de tissus, minimisent les artéfacts et accentuent le contraste d'image, en particulier celui des petites structures. Pour garantir une bonne qualité d'image, les algorithmes de reconstruction peuvent employer une contrainte de cohérence de re-projection qui impose qu'un objet correspondant à la reconstruction, s'il est exposé à des rayons X, reproduise les images initiales. Une fois reconstruite, l'image produite par le système des figures 1 et 2 révèle les positions relatives en trois dimensions des caractéristiques internes du patient 18. L'image peut être affichée pour montrer ces caractéristiques et leurs positions relatives en trois dimensions. Bien que l'image reconstruite puisse comprendre une seule tranche 5 reconstruite représentant les structures situées à l'emplacement correspondant dans le volume imagé, il est typique d'obtenir plus d'une seule tranche. Dans des approches traditionnelles au diagnostic de situations médicales, telles que des états de maladie, et plus généralement des problèmes médicaux, un radiologue ou médecin considérerait une présentation matérielle de l'image, produite par 10 l'imprimante 43 ou sur pellicule photographique, pour discerner des caractéristiques d'intérêt. Ces caractéristiques peuvent comprendre des nodules, lésions, les tailles et formes d'anatomies ou d'organes particuliers, et autres caractéristiques qui seraient discernables sur l'image selon les compétences et les connaissances du praticien individuel. D'autres analyses peuvent être basées sur une lecture de présentation 15 visuelle, sur un rendu de volume de l'ensemble de données reconstruit en trois dimensions, ou sur les capacités de divers algorithmes de diagnostic ou détection assisté par ordinateur (DAO) qui offrent la possibilité d'identifier, ou au moins de localiser, certaines caractéristiques d'intérêt telles que des anomalies anatomiques. La suite du traitement et de l'acquisition des données est alors typiquement à la discrétion et basée 20 sur l'expertise du praticien. Des variations localisées du contraste de l'image reconstruite peuvent toutefois compromettre l'analyse de l'image par le praticien ou l'algorithme de DAO. Ces variations de contraste peuvent apparaître en raison de la géométrie d'acquisition, par exemple des trajectoires de source non symétriques, par rapport à la forme et 25 l'orientation des structures à l'intérieur du volume imagé et en raison des algorithmes de reconstruction employés dans la reconstruction. Plus précisément, certains algorithmes de reconstruction, en particulier ceux utilisant des contraintes de cohérence de reprojection, produisent des tranches reconstruites qui semblent avoir subi un filtrage passe-haut même en l'absence d'une telle étape de filtrage. Toutefois, le filtrage perçu d 30 à l'algorithme de reconstruction est seulement dans la direction globalement parallèle à la trajectoire de balayage de la source 12. Le filtrage perçu se traduit par des variations de contraste dans l'image finale qui sont associées à la forme et à l'orientation des structures imagées. En particulier, des ensembles de données reconstruits font apparaître un flou plus largement étalé et un contraste plus faible pour des structures qui sont 5 longues dans une direction globalement parallèle à la trajectoire de balayage 56 de la source 12, et un flou plus localisé et un contraste plus élevé pour des structures qui sont courtes dans une direction globalement parallèle à la trajectoire de balayage 56 de la source 12. En raison de ce filtrage perçu d à l'algorithme de reconstruction, la géométrie 10 d'acquisition, c'est-à-dire le mouvement de la source 12, et l'orientation des structures à l'intérieur du volume imagé peuvent interagir défavorablement pour créer un flou et d'autres artéfacts dans l'image et introduire des variations du contraste des structures dans la reconstruction. L'importance des variations de contraste et du flou est proportionnelle à la longueur de la structure dans une direction qui est grossièrement 15 parallèle à la trajectoire de balayage de la source 12. Cela est représenté sur la figure 3, sur laquelle on observera que la trajectoire de balayage 56 de la source 12 est sensiblement parallèle au grand axe 58 d'une première structure interne 60. Inversement, la direction de balayage 56 est sensiblement parallèle au petit axe 62 d'une deuxième structure interne 64. Le degré de variation de contraste et de flou dans l'image finale 20 reconstruite associé au grand axe 58 et au petit axe 62 sera globalement linéairement proportionnel à leurs longueurs respectives et l'orientation actuelle des axes 58 et 62 par rapport à la trajectoire de balayage 56. En conséquence, la même structure 60 va présenter, dans la reconstruction, un contraste beaucoup plus faible si son grand axe est sensiblement parallèle à la trajectoire de balayage 56 que s'il lui est transversal (c'est-à25 dire sensiblement perpendiculaire à elle). A savoir, l'orientation d'une structure dans le volume imagé détermine au moins partiellement le contraste observé pour cette structure dans l'image reconstruite. En raison de cette relation, des trajectoires de balayage linéaires ou allongées donnent des images reconstruites qui contiennent des artéfacts de contraste et de flou associés aux dimensions internes dans une direction qui 30 est sensiblement parallèle à la trajectoire de balayage 56. L'utilisation de trajectoires de balayage non allongées ou circulaires symétriques, telles que la trajectoire circulaire 66 représentée sur la figure 4, réduit les variations de contraste associées à la trajectoire de balayage et à la forme et l'orientation des structures. Toutefois, l'utilisation de trajectoires de balayage non allongées ou 5 circulaires symétriques n'est pas toujours souhaitable en termes de simplicité et de construction du système ou en termes de vitesse de balayage. En fait, un système de tomosynthèse 50 qui limite la source 12 à une trajectoire de balayage 56 linéaire, tel que celui représenté sur la figure 5, peut être particulièrement souhaitable pour des raisons de simplicité du système. Dans un but d'illustration, les trajectoires de balayage linéaires 56 ont été décrites et représentées comme étant incluses dans un plan de source généralisé 54. Toutefois, des trajectoires de source plus générales peuvent aussi être utilisées. Par exemple, une trajectoire de source non plane qui est sensiblement linéaire par rapport à une structure imagée, telle qu'un arc, peut aussi être utilisée. En fait, n'importe quelle 15 trajectoire de source générale en trois dimensions peut être utilisée selon la présente technique. A propos maintenant de la figure 6, un procédé pour corriger l'asymétrie de contraste correspondant à l'effet de filtrage perçu d aux algorithmes de reconstruction va être décrit plus en détail. Comme représenté sur la figure 6, les données de projection 20 acquises 70 sont traitées par application d'un algorithme de reconstruction 72. Le processus de reconstruction produit des tranches reconstruites 74 qui constituent ensemble un volume d'image reconstruit 76. Pour corriger l'asymétrie de contraste perçue introduite par l'algorithme de reconstruction, un filtre complémentaire ou une combinaison de filtres constituant un filtre complémentaire peut être appliqué aux 25 tranches reconstruites 74, comme indiqué en 78. L'application du filtre complémentaire permet d'obtenir des tranches filtrées 80 qui ne présentent pas l'asymétrie de contraste due à l'application de l'algorithme de reconstruction seul. Dans une forme de réalisation, le filtre complémentaire peut être un filtre linéaire asymétrique qui est globalement de type passe-haut. Dans cette forme de 30 réalisation, le filtre complémentaire peut agir dans une seule direction, telle que la direction transversale à la trajectoire de balayage 56 de la source 12. Par combinaison de l'effet du filtrage passe-haut perçu introduit par l'algorithme de reconstruction et l'effet du filtre complémentaire, les tranches filtrées 80 semblent avoir été filtrées dans deux directions sensiblement orthogonales, à savoir parallèle à et transversale à la 5 trajectoire de balayage 56 de la source 12. Des filtres spéciaux peuvent être utilisés comme filtre complémentaire, ainsi que des filtres linéaires bien connus tels qu'un filtre de Butterworth. Si on emploie des filtres spéciaux, ils peuvent être conçus pour être complémentaires du filtrage apparent introduit par la reconstruction, de sorte que les tranches filtrées 80 obtenues sont en apparence sensiblement symétriques. Par exemple, 10 un filtre monodimensionnel qui se rapproche des caractéristiques de filtre passehaut apparentes de la tranche reconstruite peut être appliqué aux tranches reconstruites 74 dans une direction transversale, par exemple sensiblement perpendiculaire, à la trajectoire de balayage 56 afin de donner aux tranches filtrées 80 le caractère symétrique désiré. De plus, le filtre complémentaire peut être choisi ou conçu pour que les tranches filtrées 80 obtenues semblent avoir été filtrées par un filtre à symétrie de rotation. En particulier, un filtre complémentaire approprié peut être conçu dans le domaine de Fourier, pour donner une caractéristique de filtrage à symétrie de rotation. Par exemple, la transformée de Fourier en deux dimensions d'un filtre ou signal à symétrie de rotation 20 est à symétrie de rotation. En conséquence, dans le domaine de Fourier, il est facile d'obtenir un équivalent à symétrie de rotation d'un filtre monodimensionnel qui se rapproche des caractéristiques du filtrage introduit par l'algorithme de reconstruction. Comme une séquence d'étapes de filtrage linéaire équivaut à une multiplication de leurs transformées de Fourier respectives, la transformée de Fourier en deux dimensions 25 obtenue peut être utilisée pour en déduire un filtre bidimensionnel ou une combinaison de filtres monodimensionnels. Ce ou ces filtres déduits constituent le filtre complémentaire qui, combiné à l'effet de filtrage perçu de la reconstruction, produit des tranches filtrées 80 semblant avoir été filtrées par un filtre à symétrie de rotation. L'effet de filtrage à symétrie de rotation offre l'avantage particulier d'accentuer de manière 30 uniforme le contraste de structures ayant n'importe quelle orientation. En plus des filtres linéaires décrits plus haut, des filtres non linéaires et adaptatifs peuvent aussi être employés comme filtre complémentaire. Par exemple, des filtres médians peuvent être employés comme filtres complémentaires et peuvent offrir l'avantage de réduire le bruit d'image tout en retenant les informations de contour. De 5 manière similaire, des filtres complémentaires peuvent être conçus en se basant sur des statistiques d'ordre ou des statistiques robustes qui ont un caractère passe-haut et peuvent accentuer des structures d'une taille donnée, telles que de petites structures, ou d'une forme donnée. De manière similaire, d'autres types de filtres non linéaires, tels que des filtres polynomiaux, peuvent être utilisés comme filtres complémentaires. De manière similaires, les étapes de filtrage complémentaire dans le processus peuvent consister en un procédé de filtrage à plusieurs échelles qui sert de filtre passehaut. Le procédé de filtrage à plusieurs échelles peut être utilisé pour accentuer de manière sélective des structures d'une taille donnée dans l'image. Les procédés de filtrage à plusieurs échelles peuvent comprendre des transformées en ondelettes, des 15 transformées par paquets en ondelettes, des représentations par pyramides laplaciennes, ainsi que d'autres procédés qui peuvent être mis en oeuvre en utilisant des filtres de lissage appropriés à différentes échelles, et des combinaisons linéaires de ces filtres. Globalement, les procédés de filtrage à plusieurs échelles peuvent être utilisés pour décomposer une image en une séquence d'images d'échelles différentes, et l'image 20 originale peut être obtenue en recombinant d'une manière appropriée les images aux différentes échelles. L'introduction de différents facteurs de pondération dans le processus de recombinaison permet d'obtenir une image similaire à l'image originale mais dans laquelle des structures à des échelles différentes paraissent accentuées ou supprimées. Dans le choix d'un filtre complémentaire approprié, des facteurs tels que les caractéristiques spécifiques de l'effet de filtrage de la reconstruction, par exemple sa réponse impulsionnelle, peuvent être pris en compte. Ces caractéristiques peuvent varier avec la géométrie de système spécifique utilisée durant l'acquisition d'image, en particulier l'intervalle angulaire sur lequel les projections ont été acquises. De plus, le 30 choix du filtre peut tenir compte de facteurs tels que la vitesse de calcul, la mise en oeuvre dans le domaine spatial ou fréquentiel, les propriétés de réduction du bruit des filtres, et le caractère désirable de filtres passe-haut spéciaux tels que des filtres de masquage flou. En plus des méthodologies des filtrages linéaires, non linéaires et à plusieurs échelles décrites plus haut, d'autres types de filtres qui complètent l'effet de 5 filtrage perçu introduit durant la reconstruction 72 en améliorant la symétrie du contraste dans des tranches filtrées 80 sont des filtres complémentaires appropriés. Bien que l'application du filtre complémentaire 78 aux tranches reconstruites 74 soit un procédé améliorant la symétrie du contraste dans les tranches reconstruites, un autre procédé est représenté sur la figure 7. Dans le procédé de la figure 7, le filtre 10 complémentaire 78 est appliqué aux données de projection 70 et non aux tranches reconstruites 74. Un ensemble de données de projection filtrées 82 est obtenu par application du filtre complémentaire aux données de projection 70, et c'est à ces données de projection filtrées 82 que l'algorithme de reconstruction est appliqué 72. Des tranches reconstruites 74 sont de ce fait formées qui constituent le volume reconstruit 76. Dans la mesure o le processus de reconstruction et le processus de filtrage complémentaire sont tous les deux de nature linéaire, il est arbitraire d'exécuter l'étape d'application du filtre complémentaire 78 avant ou après l'application de l'algorithme de reconstruction 72. Toutefois, pour des raisons liées aux calculs, il peut être avantageux d'appliquer le filtre complémentaire 78 aux données de projection 70 et non aux 20 tranches reconstruites 74. En particulier, comme le nombre de projections est typiquement inférieur au nombre de tranches reconstruites, il est généralement plus efficace au point de vue des calculs de filtrer les projections. En outre, comme certains algorithmes de reconstruction se composent d'une étape de filtrage suivie d'une étape de rétroprojection, il peut être avantageux au point de vue des calculs d'intégrer en une 25 seule étape de filtrage le filtrage faisant partie de la reconstruction et le filtre complémentaire. Si toutefois le processus de reconstruction ou le processus de filtrage complémentaire est non linéaire ou non additif, l'ordre dans lequel le filtre complémentaire est appliqué 78 et l'algorithme de reconstruction est appliqué 72 est 30 choisi en conséquence. De plus, dans ces reconstructions non linéaires, il peut être avantageux d'appliquer un filtre complémentaire à la fois aux données de projection 70 et aux tranches reconstruites 74, comme représenté sur la figure 8. Dans de tels cas, l'application du filtre complémentaire 78 peut être scindée entre les deux applications, ou des filtres complémentaires séparés peuvent être appliqués dans chaque cas pour obtenir la symétrie de contraste désirée dans les tranches filtrées 80. L'application d'un filtre complémentaire, par l'une quelconque des techniques décrites à propos des figures 6, 7 et 8, constitue un mécanisme pour corriger les variations de contraste spécifiques à l'orientation qui sont attribuables à l'algorithme de reconstruction ou à d'autres facteurs. Ces techniques peuvent être utilisées 10 conjointement avec des trajectoires de balayage 56 linéaires ou allongées afin d'introduire une symétrie de contraste dans l'image finale, ce qui améliore la valeur diagnostique de l'image. De plus, il n'est pas nécessaire que la source 12 se déplace pour produire les asymétries de contraste qui seront corrigées. Au contraire, il est possible de déplacer le patient 18 ou le détecteur 22 par rapport à la source 12. Les techniques 15 décrites sont aussi applicables aux situations o le patient 18 ou le détecteur 22 est déplacé pour produire les asymétries mentionnées. Bien que les techniques aient été décrites dans le contexte de l'imagerie médicale, d'autres domaines tels que les évaluations et essais non destructifs ou d'autres situations d'imagerie non invasive peuvent aussi utiliser ces techniques. En fait, les techniques décrites peuvent être 20 appliquées à n'importe quelle situation dans laquelle le but est de reconstruire des informations en trois dimensions concernant un objet imagé à partir de radiographies de projection. L'invention peut être sujette à diverses modifications et variantes, et des formes de réalisation spécifiques ont été représentées sur les dessins et décrites en détail dans la 25 présente à titre d'exemple seulement. On comprendra toutefois que l'invention n'est pas limitée aux formes particulières décrites. L'invention englobe toutes les modifications, équivalents et variantes inclus dans sa portée. LISTE DES COMPOSANTS 12 5 16 18 20 22 23 10 24 26 30 32 34 15 36 38 40 42 43 20 44 46 50 52 54 25 56 58 60 62 64 30 66 Système d'imagerie Source Flux de rayonnement Patient Partie du rayonnement Détecteur Collimateur Organe de commande de système Sous-système de positionnement Organe de commande de rayons X Organe de commande de moteur Système d'acquisition de données Ordinateur Mémoire Poste de travail d'opérateur Dispositif d'affichage Imprimante Système d'archivage et de communication d'images (SACI) Client éloigné Système d'imagerie à tomosynthèse Foyer de la source Plan de la source Trajectoire de balayage Grand axe Première structure interne Petit axe Deuxième structure interne Trajectoire de balayage circulaire Données de projection 72 Application d'un l'algorithme de reconstruction 74 Tranches reconstruites 76 Volume reconstruit 78 Application d'un filtre complémentaire Tranches filtrées 82 Données de projection filtrées REVENDICATIONS 1. Procédé de traitement de données d'images radiographiques, comprenant le fait de: déplacer une source de rayonnement (12) par rapport à un objet imagé afin d'obtenir deux projections radiographiques (70), ou plus, de l'objet imagé à deux angles d'observation, ou plus, correspondants; caractérisé par le fait de: filtrer (78) les projections radiographiques (70) dans une direction globalement transversale à une trajectoire de balayage (56) de la source de rayonnement (12); et appliquer (72) un algorithme de reconstruction aux projections filtrées (82) pour reconstruire une ou plusieurs tranches reconstruites (74). 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'algorithme de reconstruction utilise une contrainte de cohérence de re-projection. 15 3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le filtrage (78) des projections radiographiques (70) comprend le fait d'appliquer un filtre complémentaire aux projections radiographiques (70). 4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le filtrage (78) des deux projections radiographiques (70) ou plus comprend le fait de choisir un filtre ayant une caractéristique désirée adaptée à un effet de filtrage apparent produit par l'algorithme de reconstruction. 5. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le filtrage (78) des deux projections radiographiques (70) ou plus comprend le fait de choisir un filtre qui, conjointement avec un effet de filtrage apparent produit par l'algorithme de reconstruction, réduit des variations de contraste dépendant de l'orientation associées à une structure reconstruite dans la ou les tranches reconstruites (74). 6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le filtrage (78) des deux projections radiographiques (70) ou plus comprend le fait de choisir un filtre qui, conjointement avec un effet de filtrage apparent produit par l'algorithme de reconstruction, produit un effet de filtrage à symétrie de rotation dans la ou les tranches reconstruites (74) . 7. Système (10) de traitement de données d'images radiographiques, comprenant: une source de rayonnement (12) capable d'émettre un flux de rayonnement (16); un circuit de commande (30) relié fonctionnellement à la source de rayonnement 10 (12); un détecteur (22) capable de détecter le flux de rayonnement (16, 20) et de produire deux projections radiographiques (70) ou plus; un organe de commande de moteur (32) configuré pour déplacer au moins un élément parmi la source de rayonnement, le détecteur, et une plate-forme de patient; un circuit de traitement (24) relié fonctionnellement au détecteur (22), configuré pour recevoir les deux projections radiographiques (70) ou plus et pour reconstruire (72) les deux projections radiographiques (70) ou plus afin de former une ou plusieurs tranches reconstruites (74) représentant une ou plusieurs structures à l'intérieur d'un volume imagé, caractérisé en ce que le circuit de traitement (24) applique (78) au moins 20 un filtre complémentaire à au moins une des deux projections radiographiques (70) ou plus et de la ou les tranches reconstruites (74) dans une direction transversale à une trajectoire de balayage (56) de la source de rayonnement (12); et un poste de travail d'opérateur (40) relié fonctionnellement au circuit de traitement (24), configuré pour afficher la ou les tranches reconstruites (74). 25 8. Système (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que le circuit de traitement (24) applique (72) un algorithme de reconstruction utilisant une contrainte de cohérence de re-projection pour reconstruire les deux projections radiographiques (70) ou plus. 9. Système (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que le filtre a une caractéristique adaptée à un effet de filtrage apparent produit par un algorithme de reconstruction utilisé pour reconstruire (72) les deux projections radiographiques (70) ou plus. 10. Système (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que le filtre produit un effet de filtrage à symétrie de rotation conjointement avec un effet de filtrage apparent produit par la reconstruction (72) des deux projections radiographiques (70) ou plus. Il. Système (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que le contraste de la ou des tranches reconstruites (74) est indépendant de l'orientation des structures imagées.