FR 2862789 A1 20050527 FR 0412534 A 20041125 A la suite de l'acquisition des données d'images, les techniques de tomosynthèse comprennent la reconstruction d'images au niveau de diverses "tranches" du sujet. Des algorithmes de reconstruction permettent de reconstruire un grand nombre de telles tranches dans différents plans dans l'espace, ordinairement parallèlement au plan d'imagerie du détecteur. De telles tranches contiennent différents éléments anatomiques situés à diverses hauteurs audessus du détecteur, les structures situées au-dessous et au-dessus étant généralement supprimées. L'obtention de tranches à partir d'images de projections implique ordinairement une chaîne de traitements et d'opérations. Il faut souligner que le terme "projection" désigne globalement une géométrie ou une position spécifique de la source de rayons X par rapport au sujet et au détecteur, un grand nombre de telles projections servant à produire les tranches évoquées ci-dessus. Les traitements et les opérations utilisés pour produire des tranches à partir d'images de projections en tomosynthèse comportent, mais d'une manière nullement limitative, des étapes classiques de prétraitement, des étapes spéciales de prétraitement, des étapes de reconstruction et des opérations de post-traitement. Les opérations de prétraitement classiques comprennent des corrections du détecteur en ce qui concerne notamment le gain, le décalage, les pixels défectueux dans le détecteur, etc. Ces opérations peuvent également comporter une correction de déformations de géométrie, une transformation logarithmique pour enregistrer un "aspect de film", etc. Les étapes de prétraitement spéciales peuvent comporter une correction de défaut de bord de détecteur, le remplissage, la correction de durcissement de faisceau, la correction de rayonnement extra-focal, la normalisation de référence, etc. Les étapes et les algorithmes de reconstruction peuvent également varier. Nombre de ces algorithmes reposent sur des principes de rétroprojection filtrée, des rétroprojections de statistiques d'ordre, etc. Il existe également des algorithmes reposant sur des principes de filtrage de rétroprojection dans lesquels une rétroprojection est d'abord effectuée et est suivie par un filtrage en 2D/3D, et des algorithmes reposant sur des solutions à normes minimales. Ceux-ci comprennent des algorithmes connus dans la technique sous le nom de ART, DART, MITS, TACT, la reconstruction à base d'autoformation d'image, la reconstruction par fonction économique, ML, MAP, etc., et des combinaisons de ceux-ci. Le post-traitement peut comporter divers types d'accentuation d'image et de contraste, comme l'égalisation des tissus, la compensation d'épaisseur, l'équilibrage de la luminosité et du blanc et des programmes supplémentaires de gestion des artefacts. D'une façon générale, la rétroprojection constitue le procédé favori pour produire des tranches de tomosynthèse et est ordinairement utilisée dans nombre des algorithmes de reconstruction de la liste ci-dessus. En rétroprojection, des valeurs d'intensité de pixels sont attribuées à des pixels calculés de tranches aux divers niveaux au-dessus du plan d'imagerie pour former les images de tranches à partir des données de projections. Généralement, cela se fait en attribuant des valeurs de pixels dans chaque tranche par division de l'intensité des pixels dans les données de projections par le nombre de tranches à reconstruire. Cependant, cette pondération uniforme des vues pose de nombreux problèmes et provoque des incompatibilités dans les images reconstruites. Ces insuffisances peuvent donc provoquer des artefacts tels que des ondulations apparaissant sur les images reconstruites, une baisse générale des valeurs d'intensité près des bords des images, et des images d'aspect fantomatique à des hauteurs au-dessus du plan de l'image où le sujet ne peut pas s'être trouvé (c'est-à-dire au-delà des limites physiques du sujet de l'image à réaliser). On a donc besoin de techniques perfectionnées pour le traitement de données d'images de tomosynthèse. En particulier, on a besoin d'une technique tenant compte de toutes sortes de facteurs qui risquent de rendre incohérentes des images reconstruites ou de dégrader de quelque autre manière l'image. Par exemple, on a besoin de techniques qui réduisent la baisse des données près des bords des images de tranches, qui réduisent l'attribution de valeurs au-delà des limites du sujet et qui réduisent les anomalies ou les incompatibilités des données obtenues pouvant résulter de nombreux facteurs agissant sur les données de projections à la base. La présente invention propose des techniques novatrices pour traiter des données de tomosynthèse, conçues pour répondre à ces besoins. Ces techniques peuvent être utilisées dans une grande diversité d'étapes de traitement, mais conviennent particulièrement bien aux processus de rétroprojection du type utilisé dans de nombreuses méthodes de reconstruction d'images de tomosynthèse. Les techniques permettent, pour des vues de tomosynthèse, une pondération qui est non linéaire pour une ou plusieurs raisons. Par exemple, la technique peut reposer sur la création de mappes de pondération qui peuvent contenir des poids spécifiques de chaque pixel des diverses tranches. Une mappe de comptage peut être incluse dans un traitement, ainsi qu'une fonction de pondération de tranche et une fonction de pondération de projection. Ces mappes peuvent être calculées avant le travail d'imagerie et servir lors de la reconstruction, ou peuvent être adaptées pour des travaux d'imagerie et des examens spécifiques. L'invention sera mieux comprise à l'étude de la description détaillée d'un mode de réalisation pris à titre d'exemple non limitatif et illustré par les dessins annexés, sur lesquels: la Fig. 1 est une représentation schématique d'un exemple de système de tomosynthèse dans lequel une pondération non uniforme d'une vue est exécutée selon les présentes techniques; la Fig. 2 est une représentation schématique d'une mise en oeuvre physique du système de la Fig. 1; la Fig. 3 est un schéma en élévation de trajets de rayonnement pendant une série d'acquisitions d'images de tomosynthèse illustrant des problèmes posés par la pondération de données de tranches prises en compte par la présente technique; la Fig. 4 est une vue en plan d'un exemple de mappe de comptage utilisée pour pondérer d'une manière non uniforme des données d'images selon la présente technique; la Fig. 5 est une illustration graphique d'une technique de pondération de tranches utilisée pour tenir compte de limites physiques d'un sujet dont on réalise une image; et la Fig. 6 est une illustration de masques de pondération de projection utilisés dans la présente technique pour tenir compte de variations de réponse d'un système de tomosynthèse dans diverses projections. La Fig. 1 est une représentation schématique d'un exemple de système de tomosynthèse, désigné globalement par le repère 10, pour acquérir, traiter et afficher des images de tomosynthèse, dont des images de diverses tranches d'un sujet examiné selon les présentes techniques. Dans la forme de réalisation illustrée sur la Fig. 1, le système de tomosynthèse 10 comprend une source 12 d'irradiation de rayons X, qui est globalement mobile dans un plan, ou en trois dimensions. Dans l'exemple de forme de réalisation, la source 12 de rayons X comprend normalement un tube à rayons X et des organes de support et de filtrage correspondants. Un courant de rayonnement 14 est émis par la source 12 et pénètre dans une région d'un sujet, par exemple un patient humain 18. Un collimateur 16 sert à définir les dimensions et la forme du faisceau 14 de rayons X émis vers le sujet par la source de rayons X. Une partie du rayonnement 20 passe à travers le sujet et autour de celui-ci et frappe une matrice de détecteurs, désignée globalement par le repère 22. Les éléments détecteurs de la matrice produisent des signaux électriques représentant l'intensité du faisceau incident de rayons X. Ces signaux sont acquis et traités pour reconstruire une image des détails du sujet. La source 12 est commandée par une unité de commande 24 de système qui fournit des signaux de puissance et de commande pour des séquences d'examen par tomosynthèse, dont la position de la source 12 par rapport au sujet 18 et au détecteur 22. De plus, le détecteur 22 est couplé à l'unité de commande 24 du système qui l0 demande l'acquisition des signaux générés par le détecteur 22. L'unité de commande 24 du système peut également exécuter diverses fonctions de traitement et de filtrage de signaux, notamment pour le réglage initial de dynamiques, l'entrelacement de données numériques d'images, etc. En général, l'unité de commande 24 du système demande le fonctionnement du système d'imagerie pour exécuter des protocoles d'examen et pour traiter les données acquises. Dans le présent contexte, l'unité de commande 24 du système comprend également des circuits de traitement de signaux, fonctionnant normalement à l'aide d'un ordinateur numérique universel ou spécifique d'une application, des circuits de mémoire correspondants pour stocker des programmes et des routines exécutés par l'ordinateur, ainsi que des paramètres de configuration et des données d'images, des circuits d'interfaçage, etc. Dans la forme de réalisation illustrée sur la Fig. 1, l'unité de commande 24 du système comprend un moyen de commande 26 de rayons X qui régule la production de rayons X par la source 12. En particulier, le moyen de commande 26 de rayons X est configuré pour fournir des signaux de puissance et de cadencement à la source de rayons X. Un moyen de commande 28 de moteur sert à commander le mouvement d'un système auxiliaire de positionnement 32 qui règle la position et l'orientation de la source par rapport au sujet et au détecteur. Le système auxiliaire de positionnement peut également faire bouger le détecteur, voire le patient, à la place ou en plus de la source. Il faut souligner que, dans certaines configurations, on peut se passer du système auxiliaire de positionnement 32, surtout s'il est prévu de multiples sources adressables 12. Dans de telles configurations, des projections peuvent être obtenues en déclenchant différentes sources d'irradiation par rayons X placées en conséquence. En fin, sur l'illustration de la Fig. 1, le détecteur 22 est couplé à un système d'acquisition 30 de données qui reçoit des données recueillies par les composants électroniques de lecture du détecteur 22. Le système d'acquisition de données reçoit ordinairement du détecteur des signaux analogiques échantillonnés et convertit les signaux en signaux numériques destinés à subir un traitement ultérieur par un ordinateur 34. Cette conversion, et assurément n'importe quel prétraitement, peuvent en réalité être réalisés dans une certaine mesure dans l'ensemble de détecteurs lui-même. L'ordinateur 34 est normalement couplé au moyen de commande 24 du système. Les données recueillies par le système d'acquisition 30 de données sont transmises à l'ordinateur 34 et, en outre, à un dispositif de mémoire 36. N'importe quel type approprié de dispositif de mémoire, et bien entendu d'ordinateur, peut convenir pour la présente technique, en particulier des processeurs et des dispositifs de mémoire aptes à traiter et à stocker de grandes quantités de données produites par le système. De plus, l'ordinateur 34 est configuré pour recevoir d'un opérateur des instructions et des paramètres de balayage, par l'intermédiaire d'un poste de travail 38 d'opérateur ordinairement équipé d'un clavier, d'une souris ou autres dispositifs de saisie. Un opérateur peut commander le système à l'aide de ces dispositifs et lancer des examens pour acquérir des données d'images. De plus, l'ordinateur 34 est apte à réaliser une reconstruction des données d'images, comme examiné plus en détail par la suite. Si on le souhaite, d'autres ordinateurs ou postes de travail peuvent assurer certaines ou la totalité des fonctions de la présente technique, dont le post-traitement de données d'images accessibles d'une manière simple depuis le dispositif de mémoire 36 ou un autre dispositif de mémoire sur le lieu où se trouve le système d'imagerie ou à distance de ce lieu. Sur l'illustration schématique de la Fig. 1, un écran d'affichage 40 est couplé au poste de travail 38 d'opérateur pour visualiser des images reconstruites et pour commander l'imagerie. En outre, l'image peut également être imprimée ou sortie d'une autre manière, sous la forme d'une copie papier, à l'aide d'une imprimante 42. Le poste de travail d'opérateur, et assurément l'ensemble du système peuvent être couplés à de grands dispositifs de stockage de données d'images, par exemple un système d'archivage et de communication d'images (PACS) 44. Le PACS 44 peut être couplé à un client distant, comme illustré par le repère 46, notamment pour demander et transmettre des images et des données d'images destinées à être visualisées et traitées à distance comme décrit ici. Il faut en outre souligner que l'ordinateur 34 et le poste de travail 38 d'opérateur peuvent être couplés à d'autres dispositifs de sortie qui peuvent être constitués par des moniteurs d'ordinateurs classiques ou spécifiques, des ordinateurs et des circuits de traitement correspondants. Un ou plusieurs postes de travail 38 d'opérateurs peuvent en outre être reliés au système pour délivrer des paramètres de système, demander des examens, visualiser des images, etc. D'une façon générale, les écrans d'affichage, les imprimantes, les postes de travail et autres dispositifs similaires présents dans le système peuvent se trouver au même endroit que les organes d'acquisition de données ou, comme décrit plus haut, à distance de ces organes, notamment ailleurs dans un établissement ou à un endroit entièrement différent, en étant en liaison avec le système d'imagerie par n'importe quel réseau approprié, par exemple l'Internet, des réseaux privés virtuels, des Ethernets, etc. Considérant globalement la Fig. 2, il y est illustré un exemple de mise en oeuvre d'un système d'imagerie par tomosynthèse du type évoqué en référence à la Fig. 1. Comme représenté sur la Fig. 2, un tomodensitomètre 50 permet globalement l'interposition d'un sujet 18 entre la source 12 et le détecteur 22. Bien qu'un espace soit représenté entre le sujet et le détecteur 22 sur la Fig. 2, dans la pratique, le sujet peut être placé juste avant le plan d'imagerie et le détecteur. En outre, les dimensions et l'agencement du détecteur peuvent varier. La source 12 de rayons X est représentée placée à un emplacement ou une position 52 de source pour réaliser une seule projection ou une série de projections. Généralement, la source est mobile pour permettre de réaliser de multiples projections au cours d'une séquence d'imagerie. Sur l'illustration de la Fig. 2, un plan 54 de source est défini par l'ensemble de positions possibles pour la source 12. Le plan 54 de source peut évidemment être remplacé par des trajectoires tridimensionnelles pour une source mobile. Selon une autre possibilité, des agencements et configurations à deux dimensions ou trois dimensions peuvent être définis pour de multiples sources qui peuvent être mobiles de manière indépendante ou non. Lors du fonctionnement normal, la source 12 de rayons X projette un faisceau de rayons X depuis son foyer vers le détecteur 22. Une partie du faisceau 14 qui traverse le sujet 18 crée des rayons X atténués 20 qui frappent le détecteur 22. Ce rayonnement est donc atténué ou absorbé par les détails internes du sujet, par exemple des structures anatomiques internes dans le cas de l'imagerie médicale. Le détecteur est constitué par une pluralité d'éléments détecteurs correspondant globalement à des éléments individuels d'images ou pixels dans les données d'images qui en résultent. Les composants électroniques des différents pixels détectent l'intensité du rayonnement frappant chaque emplacement de pixel et produisent des signaux de sortie représentatifs du rayonnement. Dans un exemple de forme de réalisation, le détecteur est constitué par une matrice de 2048 x 2048. Evidemment, d'autres configurations et résolutions de détecteurs sont possibles. Chaque élément détecteur à chaque emplacement de pixel produit un signal analogique représentatif du rayonnement incident, lequel signal est converti en valeur numérique à traiter. La source 12 est déplacée et déclenchée, ou des sources réparties sont déclenchées de la même manière, pour produire une pluralité de projections ou d'images à partir de différents emplacements de sources. Ces projections sont produites suivant différents angles de prise de vue et les données qui en résultent sont recueillies par le système d'imagerie. Dans un exemple de forme de réalisation, la source 12 est placée à environ 180 cm du détecteur, sur une distance totale de mouvement de la source de 31 cm à 131 cm, provoquant un mouvement de 5 à 20 de la source depuis une position centrale. Lors d'un examen typique, un grand nombre de ces projections peuvent être acquises, par exemple plus de 50 ou 60, mais ce nombre peut varier. Soit directement dans le système d'imagerie, soit dans un système de posttraitement, les données recueillies par le système sont manipulées en exécutant des opérations mathématiques servant à calculer les emplacements où se trouvent, chez le sujet, des objets qui ont produit l'atténuation du faisceau de rayons X détectée par le détecteur. L'ensemble de ce processus est appelé globalement rétroprojection. On a constaté que la rétroprojection selon la technique antérieure pose un certain nombre de problèmes si on l'applique à l'imagerie par tomosynthèse. Par exemple, ces techniques ne tiennent ordinairement pas compte du fait que différentes régions de tranches différentes sont traversées par le rayonnement pour certaines projections et pas pour d'autres. Comme les techniques de rétroprojection supposent ordinairement que toutes les tranches reconstruites contribuent de la même manière à l'atténuation des rayons X, il se produit cependant une dégradation de qualité de l'image pour certaines tranches, car cette supposition n'est pas fondée. De même, les techniques antérieures ont tendance à finir par supposer que des emplacements situés physiquement à l'extérieur d'un sujet peuvent avoir contribué à l'atténuation des rayons X. De même, les techniques supposent que toutes les projections, correspondant à divers emplacements de sources et/ou de détecteurs, ont la même validité pour tous les pixels des projections. Comme expliqué plus en détail ci-après, ces suppositions sont corrigées par la présente technique en réalisant une pondération non uniforme de vues lors du processus de reconstruction d'images. Les détails concernant les étapes spécifiques de la reconstruction des images ne sont pas fournis séparément ici, car ces étapes peuvent être globalement d'un type classique. La Fig. 3 représente une vue en élévation d'un système de tomosynthèse sur laquelle sont illustrées deux configurations de projections. La configuration de projection désignée globalement par le repère 56 est illustrée comme comportant deux positions 58 et 60 de sources, la position 60 de source correspondant globalement à une position centralisée de la source par rapport au détecteur 22, et la position 58 de source étant décalée par rapport à la position centrale. Chaque position de source produit un faisceau 62 globalement en forme d'éventail, celui-ci pouvant concrètement être en forme de cône ou analogue. Les faisceaux en éventail 62 frappent le détecteur 22 globalement dans un plan d'imagerie 64. Au-dessus du plan d'imagerie 64, diverses tranches 66 peuvent être créées à travers le sujet 18 pour fournir une indication des détails internes du sujet. Comme on peut le voir sur la Fig. 3, les rayonnements émanant des positions 58 et 60 de sources se croisent différemment dans différentes régions du volume de formation d'images. Comme les tranches 66 divisent le volume de formation d'images, le rayonnement croise donc différentes tranches différemment et à des emplacements différents dans l'espace. Comme représenté sur la Fig. 3, par exemple, dans une région d'intersection 68, le rayonnement émanant de la position 58 de source croise entièrement le rayonnement émanant de la position 60 de source. Cependant, dans une autre région, globalement une région 70 sans intersection, une tranche supérieure 66 n'est pas traversée par le rayonnement émanant de la position 58 de source, mais est traversée par le rayonnement émanant de la position 60 de source. Les techniques classiques de reconstruction par rétroprojection ont tendance à supposer que l'atténuation du rayonnement émanant des diverses tranches destinées à la reconstruction est affectée par des objets situés à l'emplacement de chaque tranche. Cependant, comme on peut le voir sur la Fig. 3, il en va différemment. Ainsi, toutes les tranches représentées sur la figure contribuent effectivement à l'atténuation du rayonnement émanant des positions 58 et 60 de sources dans la région d'intersection 68, cependant que, dans la région 70, seul le rayonnement émanant de la position 60 de source est atténué par les détails visibles sur les tranches. On peut également observer sur la Fig. 3 que la surface ou la partie de chaque projection dans laquelle le rayonnement est sécant et n'est pas sécant n'est pas la même. Ainsi, chaque tranche a des régions différentes de rayonnement sécant et non sécant. Il faut également souligner que, dans la pratique, beaucoup plus de projections sont généralement générées, ce qui crée de nombreuses régions à rayonnement sécant et non sécant. La présente technique tient compte de ce rayonnement sécant et non sécant en créant une mappe de comptage pour chaque tranche. Globalement, la mappe de comptage est une vue en plan, pixel par pixel, sur laquelle à chaque pixel est attribuée une valeur correspondant au nombre de fois où il est traversé par un rayonnement émanant des diverses projections (c'est-à-dire des emplacements de sources). Les mappes de comptage représentent donc le nombre de trajets de rétroprojection du rayonnement à travers chaque pixel au niveau de chaque tranche. La Fig. 4 représente un exemple de mappe de tranche pour une tranche élevée. La mappe 72 de tranche comporte globalement des limites 74 définies en comptant ou en calculant le nombre de fois où chaque pixel individuel est traversé par le rayonnement lors des diverses projections. Les limites définissent donc des régions 76 dans lesquelles les pixels ont la même valeur de comptage. Là encore, les valeurs sont attribuées pixel par pixel pour divers pixels de l'image de tranche représentée globalement par le repère 78. Il convient d'évoquer plusieurs aspects des mappes de comptage. Tout d'abord, il est généralement entendu que les valeurs de comptage les plus élevées se trouveront dans les régions centrales de la mappe en comparaison de régions plus proches de la limite du détecteur, du fait que les positions périphériques de sources traversent généralement encore la région centrale de chaque tranche. De même, il est entendu que les tranches les plus basses ont tendance à avoir de plus grandes régions à valeurs de comptage plus élevées que les tranches supérieures en raison des angles des projections et du fait que les projections sont généralement dirigées vers la partie du plan d'imagerie dans laquelle se trouve le détecteur. Comme le comprendront les spécialistes de la technique, il en va ainsi uniquement pour les détecteurs fixes, afin de limiter le plus possible la surface ou le volume à faible valeur totale de comptage, le détecteur pourrait bouger de façon que la tranche centrale comporte la région ayant la plus grande valeur de comptage. Par ailleurs, les profils et situations particuliers des limites 74 et des régions 76 peuvent considérablement varier selon l'agencement des positions des sources donnant lieu aux diverses projections. Dans la présente technique, la mappe de comptage 72 pour chaque tranche sert à pondérer la contribution des pixels de chacune à l'atténuation détectée des 35 rayons X. Ainsi, les régions de la mappe de comptage qui ont la valeur la plus élevée sont considérées comme ayant entièrement contribué à l'atténuation des rayons X, tandis que les valeurs de comptage inférieures sont considérées comme contribuant moins et sont par conséquent pondérées à une valeur plus basse lors de la reconstruction. La pondération reposant sur la mappe de comptage peut être linéaire, c'est-à-dire qu'elle peut varier proportionnellement à la valeur de comptage, ou qu'elle peut également être non linéaire. Dans la présente technique, la pondération non uniforme sert en outre à tenir compte d'une hypothèse erronée dans la rétroprojection selon la technique antérieure, qui a pour effet de faire contribuer des régions situées entièrement à l'extérieur du sujet à l'atténuation détectée des rayons X. La Fig. 5 représente globalement une technique de pondération de tranche mise en oeuvre par le présent traitement. Comme représenté sur la Fig. 5, le sujet 18 est placé au voisinage immédiat du détecteur 22, et les tranches 66 sont à calculer par rétroprojection. Cependant, comme le comprendront les spécialistes de la technique, les techniques ordinaires risquent de provoquer un calcul d'image de type fantomatique pour des régions situées loin à l'extérieur (par exemple à gauche) du sujet 18. La présente technique emploie une pondération des tranches dans laquelle des facteurs de pondération non uniforme sont calculés, en particulier à l'extérieur des limites prévues ou réelles du sujet. Sur l'illustration de la Fig. 5, la hauteur au-dessus du plan d'imagerie au voisinage du détecteur 22 est indiquée sur un axe 80, et une valeur du facteur de pondération est indiquée sur un axe vertical 82. La fonction de pondération est représentée par une courbe 84 dont la valeur varie avec la hauteur au-dessus du détecteur. dans la forme de réalisation illustrée est définie une région supérieure 86 de pondération progressive qui crée des valeurs de pondération décroissant jusqu'à une valeur zéro à une distance voulue des limites supérieures du sujet. Une région inférieure similaire 88 de pondération progressive existe près de la limite inférieure du sujet. Une région de pondération centrale 90, qui comprend les tranches concernées, a une valeur uniforme ou globalement uniforme égale à l'unité. Il est entendu qu'une certaine optimisation des valeurs de pondération non uniforme de tranches peut être déterminée et, dans le contexte de l'imagerie médicale, que la réduction d'une valeur égale à l'unité à une valeur zéro peut commencer à la limite, juste sous la limite ou juste au-dessus de la limite de la peau du sujet. Comme évoqué ci-après, cette pondération non uniforme de la vue peut être utilisée avec ou séparément de la pondération de mappe de comptage décrite plus haut. Un autre problème posé par la rétroprojection dans la tomosynthèse selon la technique antérieure concerne les différences de performances du système dans différentes projections. La Fig. 6 illustre schématiquement cette question. Comme représenté sur la Fig. 6, pour deux emplacements de sources différents, aboutissant à deux projections différentes, un objet 92 peut apparaître d'une manière sensiblement différente. Dans l'exemple de la Fig. 6, par exemple, un objet sphérique 92 peut apparaître globalement circulaire, comme indiqué par le repère 96, dans uneprojection globalement centrale 94. Si la source est placée ailleurs pour produire d'autres projections, comme la projection 98 sur la Fig. 6, le même objet peut apparaître déformé, un objet sphérique étant par exemple projeté sous la forme globalement elliptique 100 sur une projection de profil représentée sur la Fig. 6. Globalement, ces déformations peuvent résulter de toute une série de facteurs. Ces facteurs peuvent être liés à la position de la source, aux performances du détecteur, surtout près des bords du détecteur, à la géométrie du système, à la distance parcourue par les rayons X dans les diverses projections, à la dispersion du faisceau, au durcissement du faisceau, etc. Cependant, les techniques de rétroprojection classiques ne tiennent pas compte de ces variations du système. Toutes les projections des techniques classiques sont considérées comme ayant la même validité pour tous les emplacements de pixels pris en compte pour le calcul des valeurs appropriées de pixels dans les diverses tranches reconstruites. Il faut souligner que la pondération des projections peut également servir à gérer les artefacts. Par exemple, une segmentation initiale de l'objet examiné pourrait se faire (par exemple dans la paroi du thorax et dans les tissus pulmonaires) , les régions obtenues recevant différentes pondérations (par exemple, les régions concernées telles que les tissus pulmonaires recevant des pondérations plus fortes). Cela pourrait réduire les artefacts à la limite de la peau sur les images médicales. Dans la présente technique, par contre, des mappes de pondération de projections individuelles sont générées pour chaque des projections utilisées pour produire les images reconstruites des tranches. Les mappes de projections peuvent être générées sous la forme d'une étape d'étalonnage et stockées pour resservir lors de la reconstruction des images de tranches. En général, il est envisagé que ces mappes de projections soient générées pour chaque projection utilisée dans la technique de reconstruction, comme indiqué globalement par le repère 102 de la Fig. 6. Les diverses méthodes de pondération non uniforme décrites ici peuvent être utilisées conjointement ou séparément. Globalement, la pondération qui en résulte modifie la contribution calculée des divers détails des tranches, des tranches et projections aux valeurs calculées des pixels pour chaque image de tranche reprojetée. La relation générale entre les facteurs de pondération non uniforme évoquée plus haut peut être exprimée de la manière suivante I; = WS[I;Wp;/WcI] où I, est la valeur de chaque pixel individuel de l'image de tranche reconstruite, Mis est le facteur de pondération de tranche pour chaque tranche individuelle, Wp, est le facteur de pondération de mappe de projection pour chaque pixel individuel dans chaque projection, et We; est le facteur de pondération de mappe de comptage pour chaque pixel de chaque tranche individuelle. On notera que (I;Wp;) a résumé toutes les contributions de différentes projections et est normalisé de la manière appropriée. L'utilisation de la mappe de comptage donne globalement aux images obtenues un aspect non homogène à compenser pendant la rétroprojection. L'utilisation de la pondération des tranches crée des artefacts hors du plan en raison des angles de projections limités à supprimer pour les régions proches ou au- delà des limites des sujets concernés. Enfin, l'utilisation de la pondération des projections tient compte des défauts d'uniformité dans la réponse du système de tomographie. On peut considérer que le concept de reconstruction par rétroprojection avec pondération des vues selon les présentes techniques comprenne plusieurs étapes. Tout d'abord, de multiples projections numériques de tomosynthèse sont acquises et mémorisées, l'accès à ces projections se faisant ensuite pour les traiter. Des fonctions (masques ou mappes) de pondération de vues en deux et trois dimensions pour la projection, la tranche et les volumes concernés sont ensuite calculés. Les fonctions de pondération de vues sont globalement constituées par des valeurs ou des pondérations variant dans l'espace. Les exemples présentés dans ce contexte comprennent une mappe de comptage, les entrées de la mappe représentant le nombre de fois où les rayons de rétroprojection croisent des pixels à diverses hauteurs de tranches. Des fonctions telles que des fonctions boîtes, des fonctions rampes, pour des fonctions lissé sont appliquées pour des contributions de diverses tranches à l'atténuation des rayons X. Enfin, la réponse globale du système s'accompagne de la réalisation de mappes de projections servant à la pondération au cours du processus de reconstruction. LISTE DES REPERES 10 système de tomosynthèse 12 source de rayons X 14 faisceau de rayonnement 16 collimateur 18 sujet 20 faisceau de rayonnement 22 détecteur 24 unité de commande du système 26 moyen de commande de rayons X 28 moyen de commande de moteur 30 système d'acquisition de données 32 système auxiliaire de positionnement 34 ordinateur 36 mémoire 38 poste de travail d'opérateur 40 écran d'affichage 42 imprimante 44 PACS 46 client distant tomodensitomètre 52 position de la source 54 plan de la source 56 configuration de projection 58 position 1 de la source position 2 de la source 62 faisceau en éventail 64 plan d'imagerie 66 tranches 68 région d'intersection région sans intersection 72 mappe de comptage 74 limites 76 régions de pondération 78 pixels axe de hauteur 82 facteur de pondération 84 courbe de la fonction 86 pondération supérieure progressive 88 pondération inférieure progressive pondération centrale 92 objet 94 projection 1 96 projection 1 de l'objet 98 projection 2 projection 2 de l'objet 102 mappes de projections REVENDICATIONS 1. Procédé de traitement de données d'images de tomosynthèse, caractérisé en ce qu'il comprenant les étapes consistant à identifier une pluralité de facteurs de pondération non uniforme (86, 88, 90) destinés à servir au traitement par rétroprojection de données d'images représentatives de l'atténuation de rayons X par un sujet concerné (18) dans de multiples positions de sources correspondant à de multiples projections; accéder aux données d'images; et rétroprojeter les données d'images par application des facteurs de pondération non uniforme. 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel que les facteurs de pondération (86, 88, 90) reposent sur des comptages d'un nombre de fois où des pixels à des emplacements (66) de tranches d'images sont traversés par un rayonnement (62) émanant de multiples positions différentes (58, 60) de sources pendant l'acquisition des données d'images. 3. Procédé selon la revendication 2, comprenant une l'étape consistant à générer une mappe de comptage (72) représentative des valeurs de comptage. 4. Procédé selon la revendication 1, dans lequel les facteurs de pondération 20 (86, 88, 90) reposent sur une hauteur relative de tranches (66) d'images au-dessus d'un plan (64) de détecteur. 5. Procédé selon la revendication 4, dans lequel les facteurs de pondération (86, 88, 90) sont déterminés en appliquant une fonction de pondération (84) ayant des valeurs égales à l'unité pour des emplacements de tranches globalement à l'intérieur d'un sujet dont des images sont à produire, et des valeurs qui décroissent à partir de l'unité près des limites du sujet. 6. Procédé selon la revendication 5, dans lequel les valeurs baissent jusqu'à une valeur zéro pour supprimer la contribution calculée, à l'atténuation détectée de rayons X, de régions situées à l'extérieur du sujet dont des images sont à réaliser. 7. Procédé selon la revendication 1, dans lequel les facteurs de pondération reposent sur des projections spécifiques (102) générées par un système à partir duquel sont acquises les données d'images. 8. Procédé selon la revendication 1, dans lequel les facteurs de pondération (86, 88, 90) comprennent au moins deux types de facteurs différents choisis dans un groupe comprenant des facteurs de pondération de valeurs de comptage, des facteurs de pondération de tranches et des facteurs de pondération de projections. 9. Système de traitement de données d'images de tomosynthèse, comprenant: un moyen pour déterminer des facteurs de pondération de valeurs de comptage représentatifs d'un nombre de fois où des pixels de tranches d'images sont traversés par un rayonnement émanant d'une pluralité de positions de sources pendant l'imagerie; un moyen pour déterminer des facteurs de pondération de tranches pour pondérer des tranches d'images chez un sujet ailleurs qu'à proximité et au-delà des limites du sujet; un moyen pour déterminer des facteurs de pondération de projections tenant compte de différences de réponse du système pour une pluralité de projections correspondant à la pluralité de positions de sources; et un moyen de rétroprojection de données d'images de tomosynthèse reposant sur les facteurs de pondération de valeurs de comptage, les facteurs de pondération de tranches et les facteurs de pondération de projections. 10. Programme informatique de traitement de données d'images, comprenant: au moins un support exploitable par une machine; et un code exploitable par une machine, enregistré sur le/les supports pour exécuter des routines afin d'identifier une pluralité de facteurs de pondération non uniforme à utiliser lors du traitement par rétroprojection de données d'images représentatives de l'atténuation de rayons X par un sujet concerné dans de multiples positions de sources correspondant à de multiples projections; accéder aux données d'images et rétroprojeter les données d'images par application des facteurs de pondération non uniforme.