FR 2873835 A1 20060203 FR 0408380 A 20040729 L'invention concerne l'imagerie médicale, en particulier les 5 techniques de mammographie aux rayons X. En particulier, l'invention concerne la mammographie aux rayons X lorsqu'elle est utilisée pour mettre en évidence les vascularisations du sein par injection d'un produit de contraste tel qu'un produit iodé. L'injection de produit de contraste dans le cadre de l'imagerie aux rayons X, en particulier en mammographie, est connue de nos jours. On sait notamment que des tumeurs présentent une vascularisation plus dense que les tissus sains de sorte que le produit de contraste imprègne plus rapidement et avec une concentration plus forte dans ces zones. L'imagerie par rayons X et injection de produit de contraste présentent en outre un faible ratio contraste à bruit du signal de l'iode. L'imagerie par rayons X, notamment lorsque associée à l'injection des produits de contraste, permet donc une identification et une localisation des tumeurs. On a également proposé d'utiliser des agents de contraste dans le 20 cadre de l'imagerie à résonance magnétique qui, elle, fournit un modèle 3D du sein. Toutefois l'imagerie par rayons X conserve une certaine limitation dans la mesure où les images obtenues sont des images projectives. En d'autres termes, ces images représentent l'atténuation du faisceau, chaque point d'image correspondant à la traversée de l'ensemble du sein, dans l'épaisseur de la tumeur et des autres tissus. L'invention vise à améliorer l'efficacité des moyens d'observation existants en matière de mammographie par rayons X et injection de produit de contraste (CMM-Contrast Medium Mammography). Ce but est atteint selon l'invention grâce à un dispositif d'observation du sein par prélèvement d'images projectives résultant d'atténuations d'un faisceau de rayons X à la traversée du sein en présence de produit de contraste injecté, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens pour prélever une série d'images projectives pour différentes orientations du faisceau par rapport au sein, et en ce qu'il comporte des moyens mettant en oeuvre un traitement des images projectives consistant en une reconstruction d'un modèle en trois dimensions du sein observé. On propose également selon l'invention un procédé d'observation d'une atténuation de faisceaux de rayons X à la traversée d'un sein en présence de produit de contraste injecté, caractérisé en ce qu'on prélève une série d'images projectives d'atténuation du faisceau pour différentes orientations de celui-ci par rapport au sein, et en ce que l'on met en oeuvre un traitement des images projectives consistant en une reconstruction d'un modèle visuel en trois dimensions du sein. L'invention permet en outre d'obtenir une visualisation de la vascularisation du sein avec une résolution spatiale plus grande que celle obtenue directement par l'imagerie à résonance magnétique, et avec une résolution temporelle également satisfaisante. D'autres buts, caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée qui va suivre, faite en référence aux figures annexées sur lesquelles: - la figure 1 est un schéma donne un exemple de répartition temporelle des différentes étapes d'un procédé conforme à l'invention; - la figure 2 est un schéma représentatif d'un dispositif de l'acquisition conforme à l'invention; - la figure 3 est un organigramme correspondant à une mise en oeuvre préférentielle de l'invention; - la figure 4 est un organigramme correspondant à une variante à recalage préliminaire; - la figure 5 est un organigramme correspondant à une variante à recalage postérieur à la reconstruction. Dans le présent mode de réalisation, on utilise avantageusement un 30 système de mammographie digitale plein champ (FFDM Full Field Digital Mammography). Ce type de dispositif permet d'obtenir une grande série d'images au cours de l'imprégnation du produit de contraste dans le sein, de telle sorte que cette série d'images illustre fidèlement la prise de contraste telle qu'elle progresse au cours du temps. L'étape d'acquisition de chaque série 100, 200, 300 d'images dont chacune des séries sert à l'élaboration d'un modèle géométrique correspondant 150, 250, 350, est effectuée de la façon suivante. Le sein 10 est placé, tel que représenté à la figure 2, au-dessus d'un capteur fixe 20 et en-dessous d'une source de rayonnement 30 montée mobile en rotation au-dessus du capteur 20, par exemple sur un bras pivotant 40. Cette acquisition d'une série d'images de projections est effectuée avec un rayonnement qui est ici optimisé quant à ses paramètres de rayonnement. On utilise avantageusement un faisceau à forte intensité, c'est à dire ayant été soumis à une forte tension d'accélération, typiquement supérieur 15 à 45 kVp. De plus, l'énergie ou fréquence du rayonnement est positionnée de manière optimale grâce à l'utilisation d'un filtre de large épaisseur, c'est à dire typiquement une épaisseur de 0,5 mm, à base de cuivre ou de zinc. On obtient ainsi un spectre qui est le plus près possible du spectre optimal d'une source de rayons X monochromatique dont l'énergie se situe juste audessus du sursaut du paramètre d'atténuation (k-edge) de l'agent de contraste iodé tel qu'utilisé ici. Cette optimisation du faisceau cherche notamment à positionner l'énergie moyenne du spectre de manière à faire apparaître au mieux les 25 différences de contraste entre produit iodé et tissu. Grâce à cette optimisation, on adopte une dose globale de rayonnement qui est suffisamment limitée pour permettre une multitude d'expositions de la personne. On utilise avantageusement une table préenregistrée indiquant de tels paramètres de rayonnement optimaux en fonction de différents paramètres d'acquisition en présence. Ces paramètres d'acquisition dont dépendront les paramètres optimaux sont par exemple l'épaisseur du sein observé et sa composition apparente ainsi que la valeur de compression qui lui est appliquée. Le premier modèle géométrique 150 représente le sein alors que celui-ci n'est imprégné par aucun produit de contraste. Ce premier modèle 3D sera ici appelé le masque. On utilisera par la suite le même terme pour désigner les images de projections de la série ayant servi à sa reconstruction. L'acquisition d'une série d'images 100a, 100b, 100c, ...200a, 200b, 200c, .300a, 300b, 300c, ... correspond donc à un basculement progressif du bras 30 et de la source 20 autour du sein 10 qui est placé de manière fixe sur le capteur 20...DTD: La reconstruction mise en oeuvre ici s'effectue par des moyens de traitement géométriques des projections sur le capteur 20, le modèle 3D étant déduit sous la forme d'une approximation qui aurait donné une série de projections identiques à celles prélevées. On effectue ici, avant reconstruction de chaque modèle géométrique 150, 250, 350, un recalage de chacune des images de projection 100a, 100b, 100c, afin de compenser un éventuel déplacement non volontaire du sein 10 par rapport au capteur 20. En effet, au cours de l'imprégnation par le produit de contraste, la patiente peut s'être légèrement déplacée et/ou les moyens d'acquisition peuvent présenter un décalage géométrique non souhaité. Dans une variante, ce recalage spatial peut avoir lieu après reconstruction de chacun des modèles 3D, c'est à dire sur chacun des 25 modèles 3D 150, 250, 350 proprement dit. Cette prise de contraste et son atténuation sont ensuite exploitées en tant qu'informations révélatrices d'une éventuelle pathologie. On effectue donc à ce stade un recalage de chaque volume 3D de la séquence par rapport au volume masque , de manière à compenser un éventuel déplacement de la patiente au cours de l'acquisition. En variante, le recalage peut être appliqué au volume masque lui-même, par rapport à chacun des volumes consécutifs. L'algorithme de reconstruction tient compte des intensités prélevées, notamment après application d'une fonction logarithmique aux valeurs d'intensité brutes telles qu'elles qu'apparaissant sur le capteur 20. On sait en effet que le logarithme des atténuations prélevées est sensiblement proportionnel aux concentrations en produit de contraste rencontrées par le faisceau au cours de son trajet. Ces valeurs logarithmiques sont ainsi finalement associées à des valeurs de concentration présentes dans le sein. Ces valeurs, grâce à la reconstruction en trois dimensions peuvent être réparties dans le volume du modèle en trois dimensions. Ainsi positionnées, par exemple sous la forme d'ombrages plus ou moins relevés en fonction des valeurs correspondantes, elles peuvent aisément être consultées de manière chiffrée par le praticien. Toutefois, dans une variante, le modèle 3D peut être construit d'une manière non linéaire, par un traitement destiné à délivrer une indication spécifiquement illustrative du contraste, c'est à dire particulièrement révélatrice esthétiquement à l'image. On obtient ainsi une séquence de modèles 150, 250, 350 en 3D (volumes) représentant chacun une prise de contraste progressive. Ensuite, chaque volume de la séquence subit un traitement consistant par exemple à soustraire, en chaque point géométrique, la valeur du contraste en ce même point pour le volume masque (étape 700sur la figure 4). Ainsi on élimine, dans chaque volume, les contrastes qui sont des 25 contrastes présents dès le départ et qui sont dus aux différents tissus traversés. Après cette soustraction, il ne reste que les valeurs de contrastes dues exclusivement à la présence du produit de contraste. Le volume obtenu après soustraction illustre donc exclusivement la 30 vascularisation du sein. On met avantageusement à profit la connaissance de la valeur physique du facteur d'atténuation de l'agent de contraste utilisé, ainsi que la connaissance du spectre de rayonnement du faisceau utilisé. A partir de ces deux informations, on déduit en effet ici l'atténuation, la valeur effective de la concentration en produit d'atténuation en chaque localisation dans le volume représenté. On illustre alors, dans chaque modèle 3D successif au cours de 5 l'imprégnation, la valeur de la concentration en produit d'atténuation iodé (par exemple en mg/cm3). L'ensemble de ces modèles 3D, associés à des valeurs de contraste et/ou à des valeurs de concentration en produits iodé, est donc utilisé en tant que séquence pleinement représentative de l'imprégnation. On met ensuite en oeuvre un traitement de cette progression du contraste qui délivre des informations cinétiques en chaque localisation. Au final, ce traitement permet de délivrer un modèle en 3D illustrant la répartition des valeurs cinétiques de prise de contraste dans le volume du sein. Ainsi, ce modèle 3D là illustre par exemple par des zones plus ou moins foncées, l'ampleur de la pente maximale de progression de contraste en chaque point. Un autre paramètre cinétique avantageusement illustré de cette manière est la valeur de l'intégrale temporelle du contraste pour chaque point considéré du sein. D'autres dispositions avantageuses sont également prévues. Ainsi, un filtrage spatial de chaque modèle 3D (avant ou après soustraction) peut être appliqué pour augmenter le rapport contraste à bruit, en particulier dans les zones susceptibles de correspondre à des lésions. Ces zones seront typiquement plus grandes que la taille des pixels du détecteur. Avantageusement, les moyens de traitement sont des moyens informatiques munis d'un programme d'ordinateur effectuant ces différents traitements. Ledit programme d'ordinateur est éventuellement muni de moyens d'apprentissage supervisé aptes à prendre en compte des données de référence correspondant à certaines pathologies, introduites dans la mémoire du dispositif auparavant. Le dispositif compare ces données de référence avec les données rencontrées dans le modèle 3D en présence, pour identifier d'éventuelles similitudes ou rapprochements entre valeurs acquises et valeurs de référence et délivrer un éventuel diagnostic, par exemple sous la forme d'identification de certaines pathologies. Ces moyens de diagnostic automatique sont par exemple des moyens aptes à acquérir de telles données de référence sous la forme de fichiers de données préenregistrés. Ils peuvent aussi consister en des moyens qui acquièrent les données de référence en tant que résultats des différents diagnostics réalisés au cours de l'utilisation du dispositif, résultats délivrés par le dispositif lui-même ou bien par un praticien. On a représenté sur la figure 3 un organigramme général correspondant aux différentes étapes de traitement décrits ci avant. L'étape d'acquisition y est représentée sous la référence 400, l'étape de prétraitement y est représentée sous la référence 500, l'étape de reconstruction y est représentée sous la référence 600. Chaque ligne de l'organigramme aboutit à la reconstruction d'un modèle 3D différent de la séquence de tels modèles. Une étape 700 correspond au post-traitement délivrant les informations cinétiques quant à la progression du contraste. L'étape 800 est l'étape de visualisation des modèles 3D et des résultats associés. Sur les figures 4 et 5, on a représenté le positionnement de l'étape de recalage, respectivement lorsque le recalage est effectué avant (fig.4) et après (fig.5) l'étape de reconstruction 600. A la figure 5, l'étape 660 est l'étape de soustraction des contrastes entre le modèle reconstruit et le masque. L'étape de pré-traitement 500 peut également faire appel à tout type d'opération susceptible d'améliorer le ratio contraste à bruit sur chaque vue projetée avant reconstruction, par exemple par soustraction, filtration 30 spatiale ou recalage temporel. La reconstruction du modèle en 3D peut aussi être appliquée sur des projections ayant déjà fait l'objet d'une soustraction et d'un traitement logarithmique. La séquence de modèles 3D représentatifs de la prise de contraste peut alors être illustrée en comparaison à l'écran avec le modèle formant le masque. Dans une variante, on expose le sein à un double rayonnement 5 selon deux énergies de rayonnement différentes afin de mieux révéler la prise de contraste. Pour une même orientation de faisceau, le sein est exposé à deux énergies (fréquences) de rayonnement différentes à deux instants très proches. On sait en effet que le produit de contraste se comporte différemment en termes d'atténuation selon l'énergie de rayonnement à laquelle il est soumis. Ainsi, en soustrayant les deux images de projection obtenues, on déduit l'influence spécifique du produit de contraste. On veille en outre à ce que le délai séparant les deux acquisitions associées soit aussi petit que possible de manière à éviter au maximum les inexactitudes dues à des déplacements de la patiente. La soustraction entre ces deux acquisitions peut être remplacée par une soustraction pondérée, définie de manière à optimiser la visibilité du produit iodé, ou encore par une combinaison plus élaborée de chaque couple de projections obtenu. On réalise cette double exposition pour chacune des projections constituant ladite série d'images, chaque dite image 100a, 100b, 1000, ... 200a, 200b, 200c 300a, 300b, 300c, ... appartenant à une série d'images est donc le résultat de cette soustraction. Les résultats de la double exposition sont illustrés dans le modèle 3D obtenu. On dispose au final d'une séquence de modèles 3D dont chacun des modèles 3D constitue le résultat d'une double exposition. Les deux acquisitions à énergie différente sont réalisées préférentiellement en respectant d'abord un certain délai après l'injection de produits iodés (figure 6). Bien entendu les différentes dispositions décrites ci-dessus peuvent s'appliquer à la variante à double énergie. En variante, certaines mesures additionnelles peuvent être relevées telles que l'épaisseur du sein en état comprimé. Ces valeurs permettent de déduire des informations quantitatives quant à la concentration en produit iodé en chaque point du modèle 3D. L'invention délivre donc une reconstruction mammographique ou tomosynthèse de la vascularisation du sein (l'angiomammographie) qui outre un ratio contraste à bruit amélioré, présente en outre tous les avantages d'une vue en trois dimensions. Elle permet ainsi une localisation en volume d'une lésion et une caractérisation plus fine du type de lésion rencontrée. La taille et l'extension des tumeurs en présence peuvent également être identifiées. De plus, l'invention permettant d'illustrer en trois dimensions les paramètres cinétiques de prises de contraste, elle permet d'identifier certaines cinétiques qui sont caractéristiques de certaines lésions. Ainsi, l'invention permet d'évaluer la présence de cancers multicentriques ou multifocaux. Elle permet aussi un suivi particulièrement fiable en cours de radiothérapie. L'invention permet également d'éviter les biopsies négatives, et permet d'éviter les examens par rayonnement magnétique (1RM) dont le coût est particulièrement élevé. De plus, le dispositif selon l'invention peut s'appuyer sur des moyens 20 de mammographie aux rayons X (source et capteur) de type FFDM (Fulfilled Digital Mammography), qui seront utilisés par ailleurs pour le dépistage et les vues de diagnostic. Un dispositif selon l'invention est, par le fait qu'il fait appel aux rayons X, d'une accessibilité plus grande que les dispositifs d'imagerie IRM. REVENDICATIONS, 1. Dispositif d'observation du sein (10) par prélèvement d'images projectives (100, 200, 300) résultant d'atténuations d'un faisceau de rayons X à la traversée du sein (10) en présence de produit de contraste injecté, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens (20, 30, 40) pour prélever une série d'images projectives (100, 200, 300) pour différentes orientations du faisceau par rapport au sein (10), et en ce qu'il comporte des moyens mettant en oeuvre un traitement des images projectives consistant en une reconstruction d'un modèle en trois dimensions (150, 250, 350) du sein observé (10). 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens pour réaliser deux expositions du sein (10) avec deux faisceaux orientés de manière similaire, les deux faisceaux présentant des énergies différentes, de telle sorte que l'agent de contraste provoque des atténuations différentes à ces deux énergies et en ce qu'il comprend des moyens exploitant la différence d'atténuation entre ces deux expositions. 3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens de recalage d'image (550, 650) aptes à compenser d'éventuelles imperfections d'acquisition dues à des déplacements non souhaités âu cours de la prise de contraste. 4. Dispositif d'observation selon la revendication 3, caractérisé en ce que les moyens de recalage (550, 650) sont prévus pour être mis en oeuvre sur des images projectives (100, 200, 300) avant reconstruction du modèle en trois dimensions (150, 250, 350). 5. Dispositif d'observation selon la revendication 3, caractérisé en ce que les moyens de recalage sont prévus pour être mis en oeuvre sur le modèle (150, 250, 350) une fois celui-ci reconstruit en trois dimensions. 6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens d'application d'un traitement logarithmique des atténuations prélevées (100, 200, 300), et une étape de traitement linéaire des valeurs ainsi obtenues, le résultat de ce traitement linéaire étant représenté dans le modèle en trois dimensions tel que reconstruit (150, 250, 350) sous la forme de valeurs indicatives de concentrations en produit de contraste en différentes localisations du sein (10). 7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, 5 caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de traitement non linéaire des images projectives prélevées (100, 200, 300). 8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens pour réaliser une série de modèles en trois dimensions (150, 250, 350) correspondant chacun à un instant différent de la prise de contraste. 9. Dispositif selon la revendication 8, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens pour déterminer et afficher sur un modèle en trois dimensions (150, 250, 350) des valeurs de maximum d'accroissement de contraste au cours du temps en différentes localisations du sein (10). 10. Dispositif selon la revendication 8, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens pour déterminer et afficher sur un modèle en trois dimensions (150, 250, 350) des valeurs d'intégrations temporelles de prise de contraste en différentes localisations du sein (10). 11. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de traitement des atténuations réparties dans le modèle en trois dimensions (150, 250, 350) aptes à établir une classification automatique de zones du sein (10) en classes pathologiques ou non. 12. Dispositif selon la revendication 11, caractérisé en ce que les moyens de classification automatiques sont prévus pour identifier une similarité entre des données prélevées et des données associées à une classification de référence apprise par le dispositif précédemment. 13. Procédé d'observation d'une atténuation de faisceaux de rayons x à la traversée d'un sein (10) en présence de produit de contraste injecté, caractérisé en ce qu'on prélève une série d'images projectives (100, 200, 300) d'atténuation du faisceau pour différentes orientations de celui-ci par rapport au sein (10), et en ce que l'on met en oeuvre un traitement des images projectives consistant en une reconstruction d'un modèle visuel en trois dimensions (150, 250, 350) du sein (10).