FR 2884340 A1 20061013 FR 0503547 A 20050411 Le domaine de l'invention est celui de l'imagerie médicale à rayons X. L'invention concerne plus particulièrement un procédé et un dispositif de traitement d'images radiologiques, et notamment d'images utilisées lors d'un examen vasculaire par angiographie soustraite (par exemple une angiographie numérique soustraite connue sous l'acronyme DSA de l'expression anglo-saxonne Digital Substracted Angiography). L'angiographie est une technique d'imagerie médicale utilisée dans un but diagnostique ou thérapeutique au cours de laquelle un praticien réalise un examen des vaisseaux d'un patient à l'aide de rayons X. Cette technique permet plus précisément de visualiser les vaisseaux sanguins en réalisant une injection d'un produit de contraste (typiquement à base d'iode) qui va se mélanger au sang et le rendre temporairement opaque aux rayons X. L'injection du produit de contraste peut se faire soit en intraveineuse, soit en intra-artérielle à partir d'un cathéter introduit dans la lumière des artères. L'introduction d'un cathéter et son guidage jusqu'à l'artère qui l'intéresse permet au praticien de n'injecter le produit de contraste que localement. Si l'examen est plus invasif qu'une intraveineuse, la quantité de produit de contraste utilisée est toutefois moins importante, et la qualité de l'image est meilleure car la visualisation n'est pas perturbée par l'opacification d'artères et/ou de veines proches et le produit de contraste est nettement moins dilué dans le sang. En angiographie, on appelle image injectée une image prise alors que le produit de contraste est présent dans le corps du patient. Par opposition, on appelle image non injectée une image prise sans utilisation de produit de contraste. Comme l'intérêt du praticien se porte en premier lieu sur le vaisseau opacifié, il est souhaitable d'éliminer le reste de l'anatomie du patient (c'est-à-dire les structures dites de fond du type muscles, os, etc.) qui du fait de son éventuelle absorption des rayons X est susceptible de cacher des parties de vaisseaux sanguins. Les structures de fond son typiquement gommées en soustrayant à l'image injectée une image non injectée de la zone d'intérêt prise dans les mêmes conditions. Cette image non injectée est alors appelée image masque et l'image résultat est dite soustraite. Ne restent alors dans l'image résultat que les artères contenant le produit de contraste D'une manière générale, on cherche à limiter autant que possible la dose de rayons X à laquelle le patient est soumis lors de l'acquisition des images radiographiques. II en résulte que les images sont généralement affectées par un bruit 10 quantique. Par ailleurs, ce bruit est amplifié par l'opération de soustraction, et devient alors encore plus visible sur un arrière-plan uniforme. Des techniques de réduction du bruit ont été proposées qui mettent en oeuvre un filtrage spatial intra-image. Toutefois ces techniques créent généralement du flou et un lissage des contours des vaisseaux. Par ailleurs, comme ce filtrage spatial modifie la forme du spectre de puissance du bruit, la mise en oeuvre de ces techniques a tendance à générer des agglomérats de bruit dont l'aspect granuleux n'est pas accepté par les praticiens. Il existe donc un besoin pour un traitement amélioré des images d'angiographie qui permette notamment de réduire le bruit sans pour autant altérer le contraste des vaisseaux ou contribuer à rendre flou le contour des vaisseaux. Afin de remédier à ces inconvénients de l'état de la technique, l'invention propose selon un premier aspect un procédé de traitement d'une image radiologique destinée à être utilisée comme image masque en angiographie soustraite, caractérisé en ce qu'il comporte un traitement de réduction du bruit présent dans l'image masque adapté pour préserver l'aspect dudit bruit dans l'image masque. Ce traitement peut par exemple être réalisé par application d'un filtre bilatéral à l'image masque. Selon un autre aspect, l'invention propose un procédé de traitement d'une séquence d'images soustraites obtenues par soustraction d'une image masque à chacune des images d'une séquence d'images acquises au cours d'une angiographie des vaisseaux sanguins d'une zone d'intérêt d'un patient, caractérisé en ce qu'il comporte un traitement de réduction du bruit présent dans les images soustraites adapté pour préserver l'aspect des vaisseaux dans lesdites images soustraites. Certains aspects préférés, mais non limitatifs, de ce procédé sont les suivants: - ledit traitement de réduction du bruit comporte les étapes consistant à : - déterminer pour chaque point d'image de ladite séquence d'images soustraites, si ledit point est un point de fond ou un point vasculaire; pour chacun des points de fond, sur chacune des images de la séquence, appliquer un filtre temporel inter-image de type passe-bas. où le pole situé à z=p contrôle la force du filtre; pour déterminer si un point est un point de fond ou un point vasculaire, le procédé comporte l'opération consistant à calculer la fonction d'autocorrélation du signal temporel correspondant aux valeurs de ce point dans la séquence d'images soustraites et à analyser les variations de ladite fonction d'autocorrélation autour de sa valeur centrale maximale; - ladite analyse des variations de la fonction d'auto-corrélation consiste à calculer des premières valeurs de ladite fonction, à comparer la dernière de ces premières valeurs à un seuil et à déterminer que le point est un point de fond si ladite valeur est inférieure audit seuil, ou un point vasculaire si ladite valeur est supérieure audit seuil; z+1\ - la fonction de transfert du filtre s'exprime selon H(z)=1 p 2,z p/ - ladite analyse des variations de la fonction d'auto-corrélation consiste à analyser la pente de ladite fonction autour de sa valeur centrale, à comparer la valeur absolue de ladite pente à un seuil, et à déterminer que le point est un point de fond si ladite valeur absolue est supérieure audit seuil, ou un point vasculaire si ladite valeur absolue est inférieure audit seuil; ledit filtre temporel inter-image est également appliqué à chacun des points vasculaires, cette application étant limitée aux images soustraites correspondant aux instants d'acquisition antérieurs à l'instant auquel le produit de contraste atteint ledit point vasculaire; - l'instant auquel le produit de contraste atteint un point vasculaire est déterminé sur la base du changement de l'opacification en ce point. Selon encore un autre aspect, l'invention concerne un dispositif de radiographie caractérisé en ce qu'il comporte des moyens de mise en oeuvre 15 d'un procédé selon l'un et/ou l'autre des aspects de l'invention exposés ci- dessus. D'autres aspects, buts et avantages de la présente invention apparaîtront mieux à la lecture de la description détaillée suivante de formes de réalisation préférées de celle-ci, donnée à titre d'exemple non limitatif, et 20 faite en référence aux dessins annexés sur lesquels: -la figure 1 est un schéma de principe d'un dispositif de radiographie apte à mettre en oeuvre le procédé selon l'invention; la figure 2 représente une séquence d'images d'une zone d'intérêt acquises alors qu'un produit de contraste a été injecté ; la figure 3 représente les images soustraites de la séquence DSA obtenue à partir de la séquence de la figure 2; - la figure 4 est une image soustraite d'une séquence DSA sur laquelle on a pointé une zone de points de fond, ainsi qu'une zone de points vasculaires; la figure 5 représente l'évolution temporelle de l'intensité pour un point du fond et un point vasculaire; la figure 6 représente les fonctions d'autocorrélation des signaux de la figure 5; la figure 7 illustre une réalisation possible de la détermination du temps d'arrivée ta du produit de contraste en un point vasculaire; - la figure 8 est un organigramme illustrant un mode de réalisation selon lequel les premier et deuxième modes de réalisation possibles de l'invention sont combinés; - la figure 9 illustre une évaluation possible des performances de l'invention. En référence à la figure 1, on a représenté un dispositif de radiographie 100 qui comprend des moyens de prise de clichés radiographiques 102 et des moyens d'émission de rayons X 103 sous la forme d'une source de rayons X. La source de rayons X 103 et les moyens de prise de clichés radiographiques sont fixés à chaque extrémité d'un bras porteur 107 faisant office de positionneur, ici ressemblant à un demi-cercle. Le bras en demi-cercle 107 est lié à coulissement à un second bras 108. Le second bras 108 est lui-même lié à rotation au socle 109 du dispositif de radiographie 100. Le socle 109 est monté à rotation 112 par rapport au sol. Le bras 108 est apte essentiellement à effectuer des mouvements de rotation 106 autour de son axe propre. Le bras en demi-cercle 107 est apte, quant à lui, à coulisser par rapport au bras 108, de manière à ce que le bras en demi-cercle fasse un mouvement de rotation par rapport au centre du demi-cercle formant le bras. En utilisation, le corps du patient 200 est positionné entre la source de rayons X 103 et les moyens de prise de clichés radiographiques 102, sur un support (non représenté) de manière à ce qu'une région d'intérêt 104 du patient 200 se trouve dans le champ 110 du dispositif. Le dispositif de radiographie 100 comprend en outre une unité de traitement 113 comprenant des moyens aptes à recevoir des données fournies par les moyens de prise de clichés 102 et aptes à commander les moyens d'émission 103. L'unité de traitement 113 est programmée pour être apte à mettre en oeuvre le procédé selon un mode de réalisation possible du premier aspect de l'invention. Le dispositif 100 peut en outre comprendre une unité d'interface 114 couplée à l'unité de traitement 113, comportant par exemple des moyens de visualisation du type écran et des moyens de commande du type souris. En référence à la figure 2, on a représenté une séquence d'images successives In de la région d'intérêt 104 du patient 200, acquises alors qu'un produit de contraste a été injecté dans les vaisseaux sanguins de la région d'intérêt. On a représenté ici une série de cinq images successives, numérotées lo à 14, sur lesquelles on voit la progression du produit de contraste dans le réseau sanguin 20 de la région d'intérêt sous l'action de la circulation sanguine du patient 200. De plus, les différentes images de la séquence présentent un ensemble de structures dites de fond 10 qui correspondent à tous les tissus de la région d'intérêt du patient autres que les vaisseaux sanguins. Dans cet exemple illustratif, seul les os 10 ont été représentés parmi l'ensemble des structures dites de fond. Comme mentionné précédemment, une image masque de la zone 104 acquise alors qu'aucun produit de contraste ne circule dans le réseau sanguin 20 du patient est soustraite de chacune des images ln de la séquence d'images injectées. On forme ainsi une séquence d'images soustraites dite séquence DSA. On a représenté sur la figure 3, la séquence DSA d'images soustraites Jn obtenues après soustraction aux images In de la figure 2 d'une image masque (non représentée). Sur ces images soustraites Jn, les structures de fond 10 éliminées par soustraction ne sont plus visibles, et seule demeure l'information vasculaire révélée par la circulation du produit de contraste. L'ensemble des images soustraites Jn de la séquence DSA n'est pas parfait et présente un bruit qu'il est nécessaire de corriger. Comme cela a déjà été mentionné précédemment, l'image masque présente également du bruit, et la soustraction de cette image masque à chacune des images I, rend le bruit encore plus visible dans les images Jr, de la séquence DSA. En d'autres termes, le bruit présent dans l'image masque est une source de bruit dans chacune des images soustraites Jr,. La présente invention propose de réaliser un traitement permettant de réduire le bruit dans une séquence DSA d'images soustraites, et cela sans altérer l'information vasculaire (contraste des vaisseaux, bord des vaisseaux). Selon un premier mode de réalisation possible de l'invention, cet objectif est atteint en réalisant un traitement de réduction du bruit présent dans l'image masque adapté pour préserver l'aspect du bruit de l'image masque. Ce traitement s'oppose donc au traitement spatial de l'image masque proposé dans l'état de la technique (par exemple en utilisant un filtre passe-bas) qui est susceptible de venir lisser les contours observés dans l'image masque et d'occasionner des artefacts dans les images soustraites. A titre d'exemple de traitement de réduction du bruit présent dans l'image masque adapté pour préserver l'aspect du bruit de l'image masque, l'invention propose d'utiliser un filtre médian ou un filtre bilatéral (par exemple un filtre 3 x 3), particulièrement adapté pour préserver les contours. Concernant le filtre bilatéral, on pourra utilement se reporter à l'article Bilateral Filtering for Gray and Color Images de C. Tomasi et R. Manduchi, parue dans Proceedings of the 1998 IEEE International Conference on Computer Vision, Bombay, India. L'aspect du bruit n'étant pas modifié dans l'image masque, on ne vient 25 pas créer d'artefacts dans les images soustraites. II a ainsi été démontré que l'utilisation d'un tel filtre (et en particulier le filtre bilatéral) sur l'image masque permet d'obtenir une réduction conséquente du bruit, typiquement d'environ 8,6%. Bien entendu, ce traitement de l'image masque est mis en oeuvre avant 30 l'étape de soustraction de manière à observer une réduction du bruit dans chacune des images soustraites Jr, de la séquence DSA. Selon un deuxième mode de réalisation possible de l'invention, l'objectif de réduction du bruit dans les images Ji, d'une séquence DSA est atteint en réalisant un traitement des images Jr, permettant de réduire le bruit mais sans venir altérer l'information vasculaire. Ce traitement est basé sur un filtrage temporel inter-image qui, par opposition au filtrage spatial intra-image de l'état de la technique, présente l'avantage de réduire le bruit tout en conservant l'indépendance des pixels formant une image. L'aspect des images de la séquence DSA est ainsi préservé par ce traitement, et notamment l'aspect du bruit présent dans ces images. Considérons la séquence DSA d'images soustraites Jn de la figure 3. Un point (ou pixel) sur chacune des ces images soustraites peut être: soit un point vasculaire , c'est-à-dire un point de l'image qui sera atteint à un moment ou un autre de l'acquisition par le produit de contraste, cela parce qu'il correspond à un point situé à l'intérieur du lit vasculaire (artères, veines, capillaires, tissus mous sous perfusion) ; soit un point de fond situé en dehors du lit vasculaire (et correspondant aux os ou aux tissus mous distants de la zone sous 20 perfusion). A titre d'exemple, sur la figure 3, le point (i, j) est un point vasculaire, atteint par le produit de contraste au temps t3 d'acquisition de l'image 13 correspondant à l'image soustraite J3. Le point (k, j) est quant à lui un point de fond, situé en dehors du lit vasculaire et par conséquent non atteint par le produit de contraste. On a représenté sur la figure 4 une image soustraite d'une séquence DSA sur laquelle on a pointé : - une zone A présentant uniquement des structures de fond; - une zone B dans laquelle le produit de contraste a diffusé et 30 couvrant des points présentant de l'information vasculaire. L'invention propose dans son second mode de réalisation une étape visant à déterminer pour chaque point (i,j), (k, j) d'image de ladite séquence DSA d'images soustraites Jn, si le point est un point (k, j) d'une structure de fond (zone A de la figure 4) ou un point (i, j) du lit vasculaire (zone B de la figure 4). Un mode de réalisation possible de cette étape de discrimination des points pour les séparer en deux catégories est le suivant. L'invention propose d'utiliser l'information fournie par la fonction d'autocorrélation du signal représentant la variation d'intensité en un point (i, j), (k, j) des images Jn au cours du temps. L'autocorrélation R pour un signal X à une dimension de taille N s'exprime, en fonction du décalage L par l'équation N-L-I (X, X)(Xk+L X) R(L) = R,( L) k---=O N dans laquelle l représente la 1(Xk X)2 k= moyenne de la population (X , X,,..., XN_,) . En théorie, l'auto-corrélation d'un bruit blanc est égale à sa variance pour un décalage L nul, et est égal à 0 pour n'importe quel décalage L non nul. En réalité, du fait de la fonction du transfert de la chaîne d'imagerie, l'auto-corrélation du bruit diminue graduellement vers zéro dès lors que le 2 0 décalage s'écarte de zéro. Par ailleurs, l'auto-corrélation d'un signal correspondant à un point vasculaire (i, j) diminue également vers zéro mais à un taux beaucoup plus lent que celui mesuré pour un point de fond (k, j). L'invention propose ainsi de considérer soit la pente, soit la valeur de la fonction d'auto-corrélation pour un décalage particulier afin de réaliser la différenciation entre point de fond et point vasculaire. La pente de la fonction d'auto-corrélation, autour de la valeur centrale d'auto-corrélation, peut ainsi être analysée et sa valeur absolue comparée à un seuil de telle sorte qu'un point est considéré comme un point de fond si ladite valeur absolue est supérieure audit seuil, ou comme un point vasculaire si ladite valeur absolue est inférieure audit seuil. Comme mentionné ci-dessus, il est également possible de calculer les premières valeurs de la fonction d'auto-corrélation, et de comparer la dernière de ces premières valeurs (par exemple la deuxième ou troisième valeur) à un seuil de telle sorte qu'un point est considéré comme un point vasculaire si ladite dernière valeur est supérieure audit seuil, ou comme un point de fond si ladite dernière valeur est inférieure audit seuil. On a représenté sur la figure 5 l'évolution temporelle du signal représentant le niveau de gris respectivement en un point de fond et un point vasculaire d'une séquence DSA. On constate que le signal correspondant à un point de fond est quasiment invariant au cours du temps. Au contraire, le signal correspondant à un point vasculaire évolue au cours du temps et reflète la dilution du produit de contraste en ce point. La figure 6 représente quant à elle les fonctions d'autocorrélation des signaux de la figure 5. On constate que l'autocorrélation du signal correspondant au point de fond chute rapidement dès que l'on s'écarte de la valeur centrale (décalage nul), alors que celle du signal correspondant au point vasculaire diminue plus progressivement. Une fois cette étape de discrimination des points de fond réalisée, le procédé selon le second mode de réalisation possible de l'invention prévoit de réaliser un filtrage temporel inter-image des points (k, j) de fond, notamment à l'aide d'un filtre passe bas apte à réduire les variations aléatoires du bruit. L'invention propose plus précisément d'utiliser un filtre passe-bas du premier ordre à réponse impulsionnelle infinie, dont la force est contrôlée par la location de son zéro et de son pôle. La transformée en z de la fonction de transfert H(z) du filtre est donnée par H(z)=1--P( (z)= 1 p z+1 où le zéro est situé à la fréquence du Nyquist (z =-1) 2 z p) et le pôle est réel, situé à z=p. L'équation récursive temporelle correspondante est donnée par 1 p = 2. (Xx + Xn_1)+ p É Y _, , dans laquelle X représente le signal d'origine, Y représente le signal filtré, et n représente le numéro d'échantillon. Comme arg(H(z)) 0, ce filtre introduit un décalage en phase dans le signal de sortie, qui peut être annulé en réalisant tout d'abord un filtrage lors d'une passe avant, dans la direction du temps, et en réalisant ensuite un filtrage en une passe arrière du résultat, dans la direction opposée. Selon une première variante, les points vasculaires ne sont pas traités. On évite ainsi toute altération de l'information vasculaire. Selon une seconde variante, on réalise un filtrage temporel des points vasculaires dont la force est limitée afin d'éviter toute altération de l'information vasculaire. Le signal temporel en un point vasculaire est relativement identique à celui du signal d'un point de fond pour les premières images, avant l'arrivée du bolus du produit de contraste en ce point. En référence à la figure 3, le signal au point vasculaire (i, j) est ainsi similaire avec celui d'un point de fond (k, j) pendant la période [to, t2], avant que le produit de contraste n'ait atteint à t3 le point (i, j). Dans cette seconde variante, le signal temporel au point vasculaire (i, j) est filtré uniquement pendant la période pendant laquelle ce point n'est pas opacifié, c'est-à-dire avant l'arrivée du produit de contraste. Le filtrage est ici identique à celui mis en oeuvre sur les points de fond. Le signal au point vasculaire n'est en revanche plus filtré à partir du temps ta correspondant au moment où le produit de contraste atteint la location du point (i, j). Afin de détecter le temps ta d'arrivée du produit de contraste au point vasculaire (i, j), on analyse le comportement de la courbe de dilution. En effet, dès l'arrivée du produit de contraste, cette courbe de dilution passe généralement de zéro à un niveau d'opacification minimum. On considère en conséquence que le produit de contraste arrive au point (i, j) lorsque la courbe de dilution en ce point dépasse un seuil représentant une fraction du niveau d'opacification minimum. Afin de déterminer de manière précise le temps d'arrivée ta, et cela sans être trop affecté par le bruit, on peut tout d'abord réaliser un lissage du signal en utilisant le filtre temporel dont l'équation a été donnée cidessus en relation avec le traitement des points de fond, mais avec une force p plus faible. Ensuite, pour chaque pixel vasculaire, on détermine le maximum (max) et le minimum (min) du signal afin de calculer une valeur seuil S qui corresponde à un certain pourcentage (pc) de l'amplitude de la courbe de dilution, selon S = max pc.(max min) . Le temps ta peut alors être déterminé comme étant le moment où le signal (exprimé en termes de niveau de gris) devient inférieur à ce seuil S. Selon un mode de réalisation avantageux, la valeur du seuil S est ajustée en réalisant une meilleure estimation de la valeur maximum max. Au lieu de ne considérer qu'une seule valeur, il est en effet possible d'utiliser la valeur moyenne déterminée sur l'écart temporel [0...ta], et de recalculer le seuil et la valeur d'arrivée correspondante. On a représenté sur la figure 7 la détermination du temps ta sur le signal 25 lissé correspondant au signal du point vasculaire de la figure 5. On mentionne ici que pour des raisons d'initialisation, une image constante peut être placée au début de la séquence DSA, l'intensité de cette image constante étant par exemple la valeur moyenne de la première image Jo de la séquence DSA. Si cette image constante introduite au début de la séquence est utile afin de calculer ta, elle ne permet de pas de conférer une bonne initialisation au filtre temporel utilisé pour filtrer d'une part les points de fond et d'autre part les points vasculaires avant l'arrivée du produit de contraste. L'initialisation peut alors être réalisée de manière différente pour les points de fond et pour les points vasculaires. Ainsi, pour les points de fond, le filtre peut être initialisé en utilisant la valeur moyenne temporelle du signal. Le filtrage avant et arrière est ensuite réalisé, par exemple avec une valeur de p prise à 0,7. Pour les points vasculaires, le filtre peut être initialisé avec la valeur moyenne du signal entre la première image et l'image correspondant au temps d'arrivée ta de la dilution. Il s'agit également de la partie du signal qui va être filtrée de la même manière que les points de fond. En revanche, comme cela a déjà été mentionné, aucun traitement n'est réalisé sur ce signal entre le moment d'arrivée de la dilution et la fin de la séquence DSA. Bien entendu, lesdits premier et deuxième modes de réalisation possible de l'invention présentés ci-dessus peuvent être combinés de manière à obtenir une réduction optimale du bruit. Dans un tel cas de figure, l'image masque corrigée comme exposé dans le premier mode de réalisation de l'invention est utilisée pour former les séquences DSA qui seront ensuite traitées en conformité avec le deuxième mode de réalisation possible de l'invention. On a représenté sur la figure 8 un organigramme illustrant la séquence d'opérations réalisée lorsque lesdits premier et deuxième modes de réalisation sont combinés. Sur cette figure 8, le bloc 10 illustre l'acquisition de l'image masque M 25 et des images ln. Le bloc 20 illustre le filtrage (par exemple bilatéral) de l'image masque M. L'opérateur 30 illustre l'opération de soustraction pour l'obtention des images soustraites Jr, formant la séquence DSA. Le bloc 40 illustre l'étape de différenciation des points d'image, entre 30 points de fond Pf et points vasculaires P,,. Le bloc 50 illustre le filtrage temporel appliqué aux points de fond Pf (sur toute la séquence) et aux points vasculaires P, (uniquement sur la période précédent l'arrivée du produit de contraste en chacun de ces points Pv). Les performances qualitatives d'un mode de réalisation possible de l'invention ont été analysées sur une séquence de vingt images. L'effet de débruitage a été évalué sur la dixième image de la séquence DSA, cette réduction du bruit étant mesurée en termes de déviation standard mesurée sur une région homogène, et de préservation du contraste mesurée sur un vaisseau particulier. Le tableau ci-après résume ces performances. Déviation standard Contraste Sans traitement 57.3 7.79 Traitement avec p = 0.7 39.24 7.86 Traitement avec p = 0.9 36.3 7.45 On a représenté sur la figure 9 un mode d'évaluation des performances de la présente invention selon lequel la réduction du bruit est mesurée en termes de déviation standard (Zoom 1) sur une région uniforme et la préservation du contraste est mesurée sur un vaisseau particulier (Zoom 2). On constate que l'utilisation d'un filtre de force p=0,7 permet d'obtenir une réduction du bruit importante, tout en préservant l'aspect du bruit et donc le contraste du vaisseau. REVENDICATIONS 1. Procédé de traitement d'une séquence d'images soustraites On) obtenues par soustraction d'une image masque à chacune des images d'une séquence d'images (In) acquises au cours d'une angiographie des vaisseaux sanguins d'une zone d'intérêt (104) d'un patient (200), caractérisé en ce qu'il comporte un traitement de réduction du bruit présent dans les images soustraites On) adapté pour préserver l'aspect des vaisseaux dans lesdites images soustraites. 2. Procédé selon la revendication précédente, caractérisé en ce que ledit traitement de réduction du bruit comporte les étapes consistant à : É déterminer pour chaque point d'image de ladite séquence d'images soustraites (Jn), si ledit point est un point de fond (k,j) ou un point vasculaire (i,j) ; É pour chacun des points de fond (k,j), sur chacune des images de la séquence, appliquer un filtre temporel inter-image de type passe-bas. 5. Procédé selon la revendication précédente, caractérisé en ce que la fonction de transfert du filtre s'exprime selon H(z) =1 p z +l où le pôle 2 z p, situé à z=p contrôle la force du filtre. 6. Procédé selon l'une des deux revendications précédentes, caractérisé en ce que pour déterminer si un point est un point de fond (k, j) ou un point vasculaire (i,j), le procédé comporte l'opération consistant à calculer la fonction d'autocorrélation du signal temporel correspondant aux valeurs de ce point dans la séquence d'images soustraites et à analyser les variations de ladite fonction d'auto-corrélation autour de sa valeur centrale maximale. 5. Procédé selon la revendication précédente, caractérisé en ce que ladite analyse des variations de la fonction d'auto-corrélation consiste à calculer des premières valeurs de ladite fonction, à comparer la dernière de ces premières valeurs à un seuil et à déterminer que le point est un point de fond (k,j) si ladite valeur est inférieure audit seuil, ou un point vasculaire (i,j) si ladite valeur est supérieure audit seuil. 6. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que ladite analyse des variations de la fonction d'auto-corrélation consiste à analyser la pente de ladite fonction autour de sa valeur centrale, à comparer la valeur absolue de ladite pente à un seuil, et à déterminer que le point est un point de fond (k,j) si ladite valeur absolue est supérieure audit seuil, ou un point vasculaire (i,j) si ladite valeur absolue est inférieure audit seuil. 7. Procédé selon l'une des revendications 2 à 6, caractérisé en ce que ledit filtre temporel inter-image est également appliqué à chacun des points vasculaires (i,j), cette application étant limitée aux images soustraites On) correspondant aux instants d'acquisition antérieurs à l'instant (ta) auquel le produit de contraste atteint ledit point vasculaire. 8. Procédé selon la revendication précédente, caractérisé en ce que l'instant (ta) auquel le produit de contraste atteint un point vasculaire est déterminé sur la base du changement de l'opacification en ce point. 9. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que l'image masque utilisée pour former la séquence d'images soustraites a été soumise à un procédé de traitement de réduction du bruit -25 adapté pour préserver l'aspect du bruit dans l'image masque. 10. Procédé selon la revendication précédente, caractérisée en ce que le traitement de l'image masque est réalisé par l'application d'un filtre bilatéral. 11. Procédé de traitement d'une image radiologique destinée à être utilisée comme image masque en angiographie soustraite, caractérisé en ce qu'il comporte un traitement de réduction du bruit présent dans l'image masque adapté pour préserver l'aspect dudit bruit dans l'image masque. 12. Procédé selon la revendication précédente, caractérisé en ce que le traitement de l'image masque est réalisé par application d'un filtre bilatéral. 13. Dispositif de radiographie (100) caractérisé en ce qu'il comporte des moyens (113) de mise en oeuvre d'un procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes.