FR 2890553 A1 20070316 FR 0552755 A 20050913 Dispositif de rayonnement X mixte Domaine de l'invention La présente invention a pour objet un dispositif de rayonnement X qui, dans un exemple particulier de réalisation, est un dispositif de mammographie. La présente invention trouve des applications particulièrement avantageuses, mais non exclusives, dans le domaine de l'imagerie médicale, le domaine du contrôle non destructif par rayons X. Un but de l'invention est d'acquérir au moins une image de radiographie de projections en même temps qu'une série de projections en vue d'un traitement de tomosynthèse. Un autre but de l'invention est de perfectionner l'ergonomie d'utilisation de tel dispositif à rayons X, pour les rendre à la fois plus simples et plus rapide d'emploi. La présente invention a également pour but de distribuer des intensités de rayonnement X de manière non uniforme entre des vues conventionnelles et des séquences de tomosynthèse. Etat de la technique Les dispositifs de mammographies sont des appareils destinés à prendre des radiographies de seins de patientes. Structurellement, un dispositif de mammographie comporte dans son principe une colonne verticale, mais qui peut être orientée quelques fois en oblique, munie d'un plateau porte-sein sur lequel une patiente pose son sein. Ce plateau porte-sein est superposé soit à un film radiosensible de détection d'une image radiographique, soit à un détecteur électronique. Les protocoles d'acquisition des images comportent la nécessité de comprimer le sein au moment de la radiographie. A cet effet la colonne comporte une pelote coulissante et susceptible de venir comprimer le sein, manuellement ou d'une manière motorisée. Le haut de la colonne porte un tube à rayons X. La colonne porte donc verticalement, en partant du haut, le tube à rayons X, la pelote, le plateau porte-sein et le détecteur. Le tube à rayons X émet un premier tir de rayons X à travers le sein de la patiente et l'image est acquise sur un film sensible aux rayons X positionnée de l'autre côté du sein de la patiente. L'opérateur fait tourner ensuite la colonne verticale jusqu'à une autre position et un deuxième film sensible aux rayons X est exposée par un deuxième tir de rayons X. Cette procédure peut être répétée plusieurs fois pour générer plusieurs images sur des pellicules différentes. Les images sur les films sensibles aux rayons X peuvent être ensuite évaluées par un médecin et /ou numérisée et évaluées par un ordinateur. Un tel système produit toutefois une image bidimensionnelle du sein du patient, qui ne fournit pas suffisamment d'informations concernant la présence d'une tumeur ou d'une calcification et entraîne souvent à tort des interprétations positives, à la fois stressants pour le patient et générateurs de surcoûts de santé publique. Pour résoudre ce problème d'interprétations positives, il existe dans l'état de la technique de nouveaux dispositifs de mammographie produisant une image tridimensionnelle du sein du patient. Avec ces nouveaux dispositifs, plutôt que d'acquérir une image par une intégration continue de l'irradiation sur un film sensible aux rayons X, on préfère procéder par échantillonnage d'une série de poses du tube à rayons X, le long d'une trajectoire. Le sein du patient et donc le détecteur sont irradiés pendant ces poses consécutives. Ce nouveau dispositif produit un volume d'image du sein par une reconstruction en tomosynthèse. Ces nouveaux dispositifs offrent l'avantage d'avoir une information moins difficile à rechercher. Cependant ce nouveau dispositif de mammographie en tomosynthèse présente des inconvénients. En effet, ce type de dispositif a une méthodologie d'utilisation complètement différente de la méthodologie des dispositifs de mammographies actuels. De ce fait, les praticiens, pour utiliser ces nouveaux dispositifs, doivent substituer les méthodologies d'utilisation existantes à de nouvelles méthodologies d'utilisation. L'adoption de ces nouvelles méthodologies peu familières pour les praticiens ne s'est pas encore opérée. Ceci est principalement dû au fait que ces nouvelles méthodologies n'ont pas encore une durée de vie importante et en outre la fiabilité de ces nouveaux dispositifs n'est pas démontrée. Aujourd'hui, les dispositifs de mammographie ont une importance d'autant plus grande que se développent les études de dépistage du cancer du sein. La fréquence d'utilisation, ou le débit d'actes, est une donnée primordiale, pour de tels dispositifs de mammographie. En effet, cette fréquence intervient dans la rentabilité de l'appareil. Cependant, les nouveaux dispositifs en mammographie ne peuvent pas avoir une fréquence 2890553 3 d'utilisation élevée car l'accès à l'information prend beaucoup plus de temps du fait que cette information est recherchée séquentiellement sur un volume d'image. Un autre problème, plus spécifique à la mammographie, mais qui pourrait se trouver dans d'autres domaines, est lié à la nécessité de pouvoir analyser les microcalcifications, cliniquement intéressantes entre 100 lm et 500 m. De ce fait, la détection et la caractérisation des anomalies permettant de suspecter une lésion cancéreuse en mammographie nécessitent une très bonne résolution spatiale. Ce problème de résolution spatiale est critique sur les dispositifs de mammographie à tomosynthése. Ces dispositifs ne permettent pas alors d'obtenir une qualité d'image suffisante pour analyser finement les microcalcifications. Exposé de l'invention L'invention a justement pour but de remédier aux inconvénients des techniques exposées précédemment. Pour cela, l'invention propose un dispositif transitoire permettant de combiner les deux applications dans un seul déroulement des opérations. Ce dispositif transitoire de l'invention, est par exemple un dispositif de mammographie, qui est bien connue des praticiens tout en possédant également les caractéristiques du nouveau dispositif en tomosynthése, ce qui permettrait une adoption plus rapide qu'une technique entièrement nouvelle. Ce dispositif transitoire permet d'acquérir et d'examiner simultanément à la fois une radiographie de projection standard et des projections correspondantes de tomosynthèse. En d'autres termes, ce dispositif transitoire exécute deux examens en un. L'invention fournit alors à la fois une formation d'image en bidimensionnelle et une formation d'image en tridimensionnelle. Autrement dit, l'invention permet d'acquérir des vues simples de projections et des séquences de tomosynthèse sous la même machine et de préférence sous la même géométrie de compression pour une meilleur comparaison des vues. La présente invention comporte des moyens pour mettre en ceuvre une très bonne résolution spatiale et un bon contraste des cellules cancéreuses. Ces moyens permettent d'optimiser la qualité d'image en améliorant la distribution de la totalité des intensités de rayonnement X sur les différentes expositions au cours de l'examen. La présente invention donne une meilleure confiance au médecin dans leur outil de diagnostic. Plus précisément, l'invention a pour objet un dispositif de rayonnement X comportant: - un tube muni d'un foyer émetteur d'un rayonnement X qui émet un faisceau de rayons X, sur un objet, autour d'une direction principale d'émission, - un détecteur de rayons X, situé de manière opposée à l'émetteur dans la direction principale d'émission, détectant les rayons X émis au cours d'une exposition de l'objet, - des moyens pour déplacer le tube à rayons X le long d'une trajectoire par rapport à l'objet, - le tube émettant des intensités de rayonnement X traversant l'objet pour une multiplicité de directions principales d'émission préalablement déterminées, le long de la trajectoire, et - le détecteur acquérant une multiplicité de données images de rayons X représentant la multiplicité de directions principales d'émission, caractérisé en ce qu'il comporte: - des moyens de distribution des intensités de rayonnement X, préalablement déterminées, de manière non uniforme sur la multiplicité de directions principales d'émission, et -des moyens de traitement de la multiplicité de données images de rayons X afin d'obtenir à la fois une image bidimensionnelle et une image tridimensionnelle de l'objet. L'invention peut comporter également une ou plusieurs des caractéristiques suivantes: - les moyens de traitement, de la multiplicité de données images de rayons X, comportent une unité de reconstruction en tomosynthèse, pour obtenir une image tridimensionnelle. - les moyens de distribution des intensités de rayonnement X sont prévus pour régler les intensités en fonction de l'angle formé par chacune des directions principales d'émissions avec une normale du détecteur. - les moyens de distribution des intensités de rayonnement X sont prévus pour faire émettre le tube dans des directions principales d'émission réparties selon un pas non uniforme le long de la trajectoire. - les moyens de distribution attribuent une intensité de rayonnement X plus importante à une direction principale d'émission qui est sensiblement perpendiculaire au plan du détecteur. - les moyens de distribution attribuent une intensité de rayonnement X plus importante à une direction principale d'émission qui divise en deux parties, égales en nombre de directions, la multiplicité de directions principales d'émission. - le dispositif comporte des moyens de normalisation des intensités de rayonnement X. L'invention concerne également un procédé de fonctionnement d'un dispositif de rayonnement X dans lequel, - on détermine une première trajectoire d'un tube par rapport à un objet, - on émet avec le tube muni d'un foyer émetteur des intensités de rayonnement X traversant l'objet pour une multiplicité de directions 15 principales d'émission préalablement déterminées, le long de la trajectoire du tube, - on détecte à l'aide d'un détecteur de rayons X, situé de manière opposée à l'émetteur, les rayons X émis au cours d'une exposition de l'objet, - on acquiert une multiplicité de données images de rayons X représentant la multiplicité de directions principales d'émission, - on traite la multiplicité de données images de rayons X, caractérisé en ce que le procédé comporte les étapes suivantes: - on distribue de manière non uniforme les intensités de rayonnement X sur la multiplicité de directions principales d'émission, - on produit une première image bidimensionnelle correspondant à une des directions principales d'émission, préférentiellement celle qui a reçu le plus de dose, - on produit une première image tridimensionnelle reconstruite à partir de la multiplicité des directions principales d'émission. le procédé selon l'invention peut comporter une ou plusieurs des caractéristiques suivantes: - on détermine une deuxième trajectoire du tube, par rapport à l'objet, opposée à la première trajectoire, - on émet des intensités de rayonnement X préalablement 35 déterminées traversant l'objet pour une multiplicité de directions principales d'émission préalablement déterminées, le long de la trajectoire du tube, - on distribue de manière non uniforme des intensités de rayonnement X sur la multiplicité de directions principales d'émission, - on produit une deuxième image bidimensionnelle correspondant à une des directions principales d'émission, - on produit une deuxième image tridimensionnelle correspondant à la multiplicité des directions principales d'émission. - la représentation de l'image tridimensionnelle est réalisée par une reconstruction en tomosynthése. - on privilégie une direction principale d'émission par rapport à la multiplicité de directions principales d'émission, pour chaque trajectoire, - on distribue 40% des intensités de rayonnement X sur la direction principale d'émission privilégiée, pour chaque trajectoire, - on distribue les 20% restantes des intensités de rayonnement X sur le reste des directions principales d'émission des deux trajectoires. - on détecte d'abord l'intensité de rayonnement X de la direction principale d'émission privilégiée, avant de détecter les intensités de rayonnement X des directions principales d'émission restantes, pour chaque trajectoire. - on détecte l'intensité de rayonnement X de la direction principale d'émission privilégiée, après avoir détecté les intensités de rayonnement X des directions principales d'émission restantes, pour chaque trajectoire. - on fait précéder à la multiplicité de directions principales d'émission, une direction principale d'émission quelconque avec une faible intensité de rayonnement X, - on détermine par un calcul le mode de distribution des intensités de rayonnement X et de répartition de la multiplicité de directions principales d'émission des, deux trajectoires, à partir de la direction principale d'émission quelconque. Brève description des dessins L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Celles-ci sont présentées à titre indicatif et nullement limitatif de l'invention. La figure 1 montre une représentation schématique d'un dispositif de 35 rayonnement X, en particulier un mammographe, muni des moyens 2890553 7 perfectionnés de l'invention; La figure 2 montre une représentation schématique des différentes acquisitions des directions principales d'émission, dans une première trajectoire du tube, selon l'invention. La figure 3 montre dans un graphe l'allure de la distribution des intensités de rayonnement X sur les directions principales d'émission, selon l'invention. La figure 4 montre une représentation schématique, d'un autre mode de répartition, des différentes acquisitions des directions principales d'émission, dans une première trajectoire du tube, selon l'invention. La figure 5 montre une représentation schématique des différentes acquisitions des directions principales d'émission, dans une deuxième trajectoire du tube, selon l'invention. La figure 6 montre une représentation schématique des moyens de traitements des acquisitions des directions principales d'émission, selon l'invention. Description détaillée de modes de réalisation de l'invention La figure 1 montre un dispositif de rayonnement X particulièrement un mammographe conforme à l'invention. Ce dispositif 1 de rayonnement X comporte une colonne verticale 2. Cette colonne verticale 2 peut être orientée en oblique. Le dispositif 1 comporte un tube 3 émetteur de rayonnement X et un détecteur 4 apte à détecter les rayons X émis par le tube 3. Le tube 3 est muni d'un foyer 5 qui est le foyer émetteur des rayons X. Ce foyer 5 émet un faisceau 6 de rayons X suivant une direction principale d'émission D. Le tube 3 est porté par un bras 7. Ce bras 7 est formé par un arceau. Le bras 7 est articulé à la colonne verticale 2. Il permet de déplacer le tube 3 suivant une trajectoire en forme d'arc de cercle. D'autres arrangements sont possibles permettant au tube de se déplacer dans un plan ou dans une portion de sphère. Le tube 3 peut alors occuper différentes positions répartis en basculement entre deux positions extrêmes. Ces deux positions sont par exemple symétriques l'une de l'autre, par rapport au plan de la colonne 2. Le détecteur 4 est dans un exemple préféré un détecteur électronique. Il peut être dans une variante à film radiosensible de détection d'une image radiographiée. Le détecteur 4 est accroché à la colonne 2 à l'opposée du 2890553 8 tube 3 et dans la direction principale d'émission D, de manière à recevoir le faisceau 6 de rayons X La colonne 2 est munie d'un plateau porte-sein 8 sur lequel une patiente pose son sein. Ce plateau porte-sein 8 est superposé au détecteur 4. Le détecteur 4 est placé sous le plateau porte sein 8. Le détecteur 4 détecte les rayons X ayant traversé le sein de la patiente. En outre, pour des raisons tant de stabilité que de qualité d'image, il est nécessaire de comprimer le sein de la patiente, au moment de la radiographie. Différents efforts de compression peuvent être appliqués. Ces efforts sont appliqués via une pelote 9 de compression qui comprime le sein sur le plateau porte-sein 8, en fonction du type d'examen que l'on souhaite faire. A cet effet la colonne 2 comporte une pelote 9 coulissante et susceptible de venir comprimer le sein, manuellement ou d'une manière motorisée. La pelote 9 est formé en un matériau transparent aux rayons X, notamment en matière plastique. La colonne 2 porte donc verticalement, en partant du haut, le tube 3 à rayons X, la pelote 9, le plateau porte-sein 8 et le détecteur 4. Alors que la pelote 9, le sein de la patiente, le plateau 8 et le détecteur 4 sont fixes, le tube à rayon X 3 peut occuper diverses positions dans l'espace par rapport à cet ensemble. Après avoir reçu le faisceau 6 qui traverse une partie du corps du patient, le détecteur 3 émet des signaux électriques correspondant à l'intensité des rayons reçus. Ces signaux électriques peuvent ensuite être transmis à une logique de commande 10 par l'intermédiaire d'un bus externe 11. Ces signaux électriques peuvent permettre à cette logique de commande 10 de produire une image bidimensionnelle et tridimensionnelle correspondant à la partie du corps analysée. Cette image peut être visualisée à l'aide d'un écran de cette logique de commande 10 ou imprimée. Dans le but de pouvoir étudier chaque partie du sein du patient, le faisceau 6 peut être orienté dans une multitude de directions autour du sein de la patiente. En effet, la position du tube 3 peut être modifiée par un utilisateur par une rotation du bras 7. La logique de commande 10 est, souvent réalisée sous forme de circuit intégré. Dans un exemple, cette logique de commande 10 comporte un microprocesseur 12, une mémoire 13 de programme, une mémoire de données 14, un écran de visualisation 15 muni d'un clavierl6 et une interface 17 d'entrée sortie. Le microprocesseur 12, la mémoire 13 de programme, la mémoire de données 14, l'écran de visualisation 15 et l'interface 17 d'entrée sortie sont interconnectés par un bus interne 18. Dans la pratique, lorsque l'on prête une action à un dispositif, celle-ci est réalisée par un microprocesseur du dispositif commandé par des codes instructions enregistrés dans une mémoire de programme du dispositif. La logique de commande 10 est un tel dispositif. La mémoire 13 de programme est divisée en plusieurs zones, chaque zone correspondant à des codes instructions pour réaliser une fonction du dispositif. La mémoire 13 comporte, selon les variantes de l'invention, une zone 20 comportant des codes instructions pour établir une trajectoire du tube 3. La mémoire 13 comporte une zone 21 comportant des codes instructions pour commander l'émission d'une multiplicité de faisceaux 6 de rayons. La mémoire 13 comporte une zone 22 comportant des codes instructions pour acquérir les données reçus par le détecteur 4. La mémoire 13 comporte une zone 23 comportant des codes instructions pour mettre en ceuvre une distribution des intensités de rayonnement X sur la multiplicité de faisceaux 6 de rayons X. La mémoire 13 comporte une zone 24 comportant des codes instructions pour traiter les données reçus du détecteur afin d'obtenir une image bidimensionnelle et tridimensionnelle. La mémoire 13 comporte une zone 25 comportant des codes instructions pour mettre en ceuvre une normalisation des données reçus du détecteur 4. La mémoire 13 comporte une zone 26 comportant des codes instructions pour visualiser les images bidimensionnelles et tridimensionnelles obtenues. La mémoire 13 comporte une zone 27 comportant des codes instructions pour déterminer le mode de répartitions de la multiplicité de faisceaux. Il existe plusieures vues standard qui sont classées en fonction de plages d'angles. Ces vues sont données par la position du tube 3 par rapport au sein. Ces vues ont chacunes un nom qui permet de les identifier de manière rapide et simple. Il existe, par exemple, des vues MLO: Medio Lateral Oblique ou Vue oblique du sein qui fait partie des protocoles de prise de vue standards. La liste des vues standard n'est pas exhaustive. En mode de fonctionnement, la logique de commande 10 détermine la trajectoire du tube 3 en fonction d'une vue standard choisie par le praticien. La logique de commande 10 détermine le nombre de faisceaux 6 de rayons X à émettre le long de la trajectoire du tube 3, comme le montre la figure 2. Elle détermine également un mode de répartition de ce nombre de faisceaux 4. Un exemple de mode de répartition est montré aux figures 2 et 4. La logique de commande 10 détermine les intensités de rayonnement X à distribuer sur les faisceaux 6 de rayons X. Ces intensités de rayonnement X peuvent être déterminées en fonction de celles utilisées en mammographie conventionnelle. Elles peuvent être, dans une variante, déterminées en fonction de l'épaisseur du sein du patient. La logique de commande 10 distribue de manière non uniforme les intensités de rayonnement X sur les faisceaux 4. Un exemple d'un mode de réalisation d'une telle distribution est montré à la figure 3. Pour déterminer le mode de distribution des intensités de rayonnement X et le mode de répartition des faisceaux, la logique de commande 10 utilise de préférence une méthode de pré-exposition. Dans ce cas, elle commande l'émission d'un premier faisceau précédant le nombre de faisceaux à émettre par le tube 3. De préférence, ce premier faisceau reçoit moins de 5% des intensités de rayonnement X. Ce premier faisceau est de préférence équivalent à un mode d'exposition automatique zéro- point en mammographie conventionnelle. L'image produit par la logique de commande 10 correspondant à ce premier faisceau est destinée au calcul du mode de distribution des intensités de rayonnement X et du mode de répartition des faisceaux. La logique de commande 10 détermine, avec un calcul de moins de 5 secondes, le mode de distribution des intensités de rayonnement X et le mode de répartition des faisceaux. Cette méthode permet d'optimiser le mode de répartition des faisceaux ainsi que le mode de distribution des intensités de rayonnement X en ajustant différents paramètres techniques tels que, par exemple, la tension, le courant.... Le tube émet les intensités de rayonnement X traversant le sein de la patiente pour une multiplicité de directions principales d'émission D, le long de la trajectoire. Le détecteur 4 acquiert une multiplicité de données images de rayons X représentant la multiplicité de directions principales d'émission D. la logique de commande 10 acquiert cette multiplicité de données images de rayons X dans la mémoire de données 14. Elle normalise ces données images de rayons X. Elle traite ces données images de rayons X afin d'obtenir une image bidimensionnelle et une image tridimensionnelle comme le montre la figure 6. Afin d'obtenir une représentation complète du sein par rapport à la vue choisie, la logique de commande détermine une deuxième trajectoire T2 opposée à la première trajectoire Ti. Dans cette deuxième trajectoire T2, elle réalise les mêmes opérations que dans la première trajectoire Ti. La logique de commande 10 produit alors deux images bidimensionnelles et tridimensionnelles représentant la partie complète du sein à dépister. La figure 2 montre le tube 3 émettant des intensités de rayonnement X traversant le sein de la patiente pour une multiplicité de directions principales d'émission, selon une trajectoire. Dans l'exemple de la figure 2, le praticien choisit d'obtenir des images du sein selon une vue MLO: Medio Lateral Oblique ou Vue oblique du sein. Pour obtenir cette vue, le détecteur 4 est placé sous l'aisselle du patient et le sein est aplati de manière verticale. Par rapport à cette vue standard choisie, la logique de commande détermine les deux trajectoires Ti et T2 de déplacement du tube 3. Ces deux trajectoires sont symétriques par rapport au plan de la colonne 2. La forme des deux trajectoires Ti et T2 est donnée par le trajet du foyer 5. Dans l'exemple de la figure 2, la première trajectoire Ti a la forme d'un arc de cercle. Dans l'exemple de la figure 5, la deuxième trajectoire T2 a également la forme d'un arc de cercle. La logique de commande 10 procède par échantillonnage d'une série de poses du tube 3. Le sein et donc le détecteur sont ainsi irradiés pendant des poses consécutives. Pour ces poses, le foyer du tube à rayons X occupe dans l'espace des positions fixes, angulairement réparties. Dans un exemple, et bien que cela ne puisse pas être considéré comme une limitation de l'invention, on prévoit que l'exploration angulaire soit ainsi de 60 degrés, de plus ou moins 30 degrés par rapport à une direction médiane d'irradiation, en général verticale pour un mammographe. Au cours de cette exploration, on procède à l'acquisition d'un certain nombre de faisceaux 6, par exemple neuf, onze, treize ou autres, en fonction de la précision de reconstruction d'image souhaitée. En appliquant ensuite des algorithmes de reconstruction d'images, du type de ceux utilisés en tomodensitométrie, on sait reconstruire l'image dans un plan de coupe, ainsi que d'autres images dans des plans adjacents au plan de coupe. De cette façon, on peut parler de tomographie de synthèse dans laquelle on acquiert toutes les images en un seul balayage. En pratique, l'image dans le plan de coupe est plus précise que les images dans les plans adjacents lorsque l'exploration ne s'effectue pas sur 180 . Les corrections impliquées par la synthèse concernent autant le fait que la trajectoire du foyer du tube à rayon X n'est pas homothétique de la position du détecteur, que le fait que le détecteur présente, selon les différentes incidences, une inclinaison par rapport à la direction normale de projection. On sait corriger par le calcul les effets de ces contraintes d'acquisition pour utiliser des algorithmes de reconstruction de tomodensitométrie. Dans l'exemple de la figure 2, la logique de commande 10 détermine le nombre de faisceaux 4 de rayons X à émettre par le foyer 5 du tube 4. Dans cet exemple, le nombre de faisceaux est de 9. De ce fait, la multiplicité de directions principales d'émission est représentée par 9 positions numérotées de Dl à D9. Elle détermine également la répartition de la position du tube pour émettre cette multiplicité de faisceaux 4, suivant la première trajectoire Ti. Dans un exemple préféré, la logique de commande 10 répartit régulièrement les positions d'émission du tube 3 sur la première trajectoire Ti. La logique de commande 10 détermine le mode de distribution non uniforme de la totalité des intensités de rayonnements X, communément appelé dose, entre les différentes directions principales d'émission des deux trajectoires Ti et T2. Cette distribution non uniforme permet d'avoir un bon contraste des cellules cancéreuses. Cette dose est de préférence égale à la dose permettant dans l'état de la technique de réaliser les deux projections de radiographie de mammographie standard. Dans l'état de la technique, les deux projections de radiographie reçoivent chacune 50% de la dose. Ces deux projections de radiographie représentent deux vues standard. Dans l'exemple de la figure 2, cette dose est distribuée en fonction de l'angle Al à A8 formé respectivement par chacune des directions principales d'émissions D1 à D9 avec une normale 30 du détecteur 4, comme le montre la figure 3. Cette dose est distribuée sur les deux trajectoires Ti et T2. L'exemple de la figure 2, montre un mode de distribution de la dose sur la trajectoire Ti. L'exemple de la figure 5 montre un mode de distribution de la dose sur la trajectoire T2. Dans un mode de réalisation préféré, la logique de commande 10 attribue une plus forte dose à la direction principale d'émission représentant, de préférence une vue standard, dans chaque trajectoire. Dans une variante la logique de commande 10 peut attribuer une plus forte dose à la direction principale d'émission qui est sensiblement perpendiculaire au plan du détecteur 4. Elle peut aussi attribuer une plus forte dose à une direction principale d'émission en fonction des prérogatives du praticien et des contraintes techniques du dispositif. De ce fait, n'importe laquelle des directions principales d'émission peut recevoir la plus forte dose. Dans un exemple, la logique de commande 10 détermine pour chaque trajectoire Ti et T2 la direction principale d'émission privilégiée. Elle attribue, dans un exemple, 40% de la dose à chacune des deux directions principales privilégiées des deux trajectoires Ti et T2. Elle distribue, de préférence de manière non uniforme, le reste de la dose, qui est 20 % de la dose, aux autres directions principales d'émission restantes des deux trajectoires Ti et T2. Dans l'exemple de la figure 2, la direction principale d'émission privilégiée est celle séparant en deux parties égales le nombre de directions principales d'émission. La logique de commande 10 attribue une plus forte dose à la direction principale d'émission privilégiée. Cette direction principale d'émission privilégiée est représentée ici par D5. Par rapport aux autres directions qui sont représentées par un trait fin, D5 est représentées par un trait fort afin de montrer qu'elle reçoit une plus forte dose par rapport aux autres directions principales d'émission. La logique de commande 10 peut d'abord commander l'émission de la direction principale d'émission D5 avant d'émettre les autres directions. Elle peut également commander l'émission des directions de D1 à D4 puis D6 à D7 avant l'émission de la direction D5. Elle peut aussi ne commander que l'émission des directions d'une des parties égale, tel que D1 à D4 ou D6 à D9, avec la direction D5. Dans ce cas, elle détermine les directions de l'autre partie égale en considérant D5 comme la bissectrice des deux parties. Deux directions consécutives forment un pas angulaire. Dans l'exemple de la figure 2, le pas angulaire est uniforme. Le pas angulaire P1 est formé par les directions Dl et D2 et ainsi de suite jusqu'au pas angulaire P8 qui est formé par les directions D8 et D9. Les pas angulaires P1 à P8 font un angle de 30 degrés, dans l'exemple de la figure 2. L'uniformité des pas angulaires est donnée par le mode de répartition déterminé par la logique de commande 10. Lorsque le mode de répartition est régulier, les pas angulaires sont uniformes. Et lorsque le mode de répartition est irrégulier, les pas angulaires sont non uniformes. La figure 3 montre dans un mode de réalisation préféré, le mode de la distribution de la dose. Dans cet exemple, l'ordonnée est formée par le niveau d'intensités de rayons X ou niveau de dose et l'abscisse est formée par les angles Al à A8 formé respectivement par chacune des directions principales d'émissions Dl à D9 avec la normale 30 du détecteur 4, comme le montre la figure 2. La dose est distribuée de manière non uniforme sur la totalité des directions principales d'émission Dl à D9. Ici, la direction principale d'émission D4 est celle recevant la plus forte dose. La direction D4 reçoit, dans un exemple, 40% de la dose totale. Dans cet exemple, la logique de commande commande l'émission d'abord de la direction D4. Puis elle commande l'émission des autres directions en leur attribuant une faible dose, lorsque l'angle de la direction est éloignée de l'angle A4 de la direction D4. Elle augmente la dose, lorsque l'angle de la direction se rapproche de l'angle A4 de la direction D4. Ainsi, la courbe Cl de la distribution de la dose entre les directions Dl à D9 à une forme hyperbolique. La logique de commande réalise également un exemple de normalisation comme le montre la figure 3. Le niveau de dose de chacunes des directions Dl à D9 est ramené à une valeur de normalisation qui est ici la valeur de référence V1. La valeur de référence V1 pour la normalisation est déterminée en fonction d'une qualité d'image optimale. L'invention peut comporter un circuit de filtrage permettant de mettre en ceuvre cette normalisation. L'invention peut comporter d'autre type de circuit de normalisation permettant de mettre en ceuvre une normalisation sans bruit. Cette normalisation est montrée sur la figure 3 par des flèches F1 à F9 représentées par des pointillées. Ces flèches F1 à F9 montrent respectivement le sens de normalisation des intensités de rayonnement X des directions principales D1 à D9 Dans une variante, la logique de commande peut attribuer sur la direction D4 40% de la dose et attribuer aux autres directions une dose uniforme comme le montre l'allure de la courbe C2 de distribution de la dose. Dans ce cas, la logique de commande peut choisir comme valeur de normalisation la valeur de référence V2 représentant le niveau d'intensité uniforme des directions principales d'émission Dl à D3 et D5 à D9. La figure 4 montre un autre mode de répartition non uniforme des directions principales d'émission D1 à D9 sur la première trajectoire Ti. Les pas angulaires P1 à P9, formés respectivement par deux directions principales d'émission consécutives D1 à D9, sont irréguliers. Dans l'exemple de la figure 4, les pas angulaires P8 et P4 font un angle de 60 degrés. Les pas angulaires P7 et P3 font un angle de 30 degrés. Et les autres pas angulaires font un angle 15 degrés. L'invention peut répartir les directions D1 à D9 suivant d'autres types de pas angulaires irréguliers ou réguliers. Les pas angulaires peuvent avoir d'autres angles différents de ceux des exemples de l'invention. La figure 5 montre la répartition et la distribution de la dose sur les différentes directions D'1 à D'9, suivant la deuxième trajectoire T2. Les directions D'1 à D'9 sont respectivement réparties selon un pas angulaire P'1 à P'9. Ce pas angulaire est constant. Le mode de répartition choisi alors par la logique de commandes est régulier. La logique de commande détermine le mode de distribution de la dose sur chacune des directions D'1 à D'9. La logique de commande détermine laquelle de ces directions est privilégiée par le praticien. A partir de là, elle octroie à cette direction privilégiée 40 % de la dose. Cette direction privilégiée est dans l'exemple de la figure 5, la direction D'S. Comme chacune des directions privilégiées D5 et D'S, des deux trajectoires respectifs Ti et T2, reçoit 40% de la dose, alors la logique de commande distribue de manière uniforme ou non uniforme les 20% restante de la dose sur les directions restantes des deux trajectoires Ti et T2. Les directions D'1 à D'4 et D'6 à D'9 de la deuxième trajectoire T2 et les directions D1 à D4 et D6 à D9 de la première trajectoire Ti ont leur dose qui dépendent, dans un exemple préféré, de leurs angles respectifs formés avec la normale 30 du détecteur 4. Le détecteur 4 acquiert en premier lieu les données images de rayons X représentant les directions principales d'émission Dl à D9 de la première trajectoire Ti. En deuxième lieu, le détecteur 4 acquiert les données images de rayons X représentant les directions principales d'émission D'1 à D'9 de la deuxième trajectoire T2. Le traitement de ces données images est représenté sur la figure 6. La figure 6 montre schématiquement, un exemple de traitement d'images afin d'obtenir une image bidimensionnelle et une image tridimensionnelle. Le mode de traitement des données images des deux trajectoires Ti et T2 est identique. De ce fait, on va s'occuper seulement du mode de traitement des données images fournies par la première trajectoire Ti. Chacunes des données images de rayons X 11 à 19 fournies par le détecteur représente respectivement les directions principales d'émission D1 à D9. En fonction de la direction principale privilégiée, la logique de commande envoie la donnée image correspondante à une première unité de traitement 31. Cette première unité de traitement 31 produit une image bidimensionnelle. Cette image bidimensionnelle est l'image de radiographie de projection que produit les dispositifs de mammographie actuels. Cette image de projection est représentée sur l'écran de visualisation 16. Toutes les données images 11 à 19 sont utilisées, lors d'une reconstruction en tomosynthése. Ces données images sont envoyées par la logique de commande à une unité de traitement 32. L'unité de traitement 32 fournit un volume numérique. Cette unité de traitement 32 par une technique de tomosynthèse permet, à partir d'un faible nombre de projection bidimensionnelle, ou données images, répartie sur un domaine angulaire restreint et acquise sur un détecteur numérique, de reconstruire le volume tridimensionnelle du sein étudié. Le dispositif de l'invention permet à un praticien d'accéder d'un seul coup d'oeil, et si possible sans avoir à régler la visualisation en quoi que ce soit, à une image claire et bien contrastée en tous endroits. Sur une telle image, le radiologue doit être capable d'identifier tous les signes cliniques en percevant les relations entre les différentes composantes de l'image. Et si cette image n'est pas claire, le praticien peut d'une touche du clavier 16 accéder à une image tridimensionnelle. REVENDICATIONS 1. - Dispositif de rayonnement X comportant: - un tube muni d'un foyer émetteur d'un rayonnement X qui émet un faisceau de rayons X, sur un objet, autour d'une direction principale d'émission, - un détecteur de rayons X, situé de manière opposée à l'émetteur dans la direction principale d'émission, détectant les rayons X émis au cours d'une exposition de l'objet, - des moyens pour déplacer le tube à rayons X le long d'une trajectoire par rapport à l'objet, - le tube émettant des intensités de rayonnement X traversant l'objet pour une multiplicité de directions principales d'émission préalablement déterminées, le long de la trajectoire, et - le détecteur acquérant une multiplicité de données images de rayons X représentant la multiplicité de directions principales d'émission, caractérisé en ce qu'il comporte: - des moyens de distribution des intensités de rayonnement X, préalablement déterminées, de manière non uniforme sur la multiplicité de directions principales d'émission, et -des moyens de traitement de la multiplicité de données images de rayons X afin d'obtenir à la fois une image bidimensionnelle et une image tridimensionnelle de l'objet. 2. - Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens de traitement, de la multiplicité de données images de rayons X, comportent une unité de reconstruction en tomosynthèse, pour obtenir une image tridimensionnelle. 3 - Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 2, caractérisé en ce que les moyens de distribution des intensités de rayonnement X sont prévus pour régler les intensités en fonction de l'angle formé par chacune des directions principales d'émissions avec une normale du détecteur. 4 - Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que les moyens de distribution des intensités de rayonnement X sont prévus pour faire émettre le tube dans des directions principales d'émission réparties selon un pas non uniforme le long de la trajectoire. - Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que les moyens de distribution attribuent une intensité de rayonnement X plus importante à une direction principale d'émission qui est sensiblement perpendiculaire au plan du détecteur. 6 - Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que les moyens de distribution attribuent une intensité de rayonnement X plus importante à une direction principale d'émission qui divise en deux parties, égales en nombre de directions, la multiplicité de directions principales d'émission. 7 - Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 6, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens de normalisation des intensités de rayonnement X. 8 - Procédé de fonctionnement d'un dispositif de rayonnement X dans lequel, - on détermine une première trajectoire d'un tube par rapport à un objet, - on émet avec le tube muni d'un foyer émetteur des intensités de 20 rayonnement X traversant l'objet pour une multiplicité de directions principales d'émission préalablement déterminées, le long de la trajectoire du tube, - on détecte à l'aide d'un détecteur de rayons X, situé de manière opposée à l'émetteur, les rayons X émis au cours d'une exposition de l'objet, 25 - on acquiert une multiplicité de données images de rayons X représentant la multiplicité de directions principales d'émission, - on traite la multiplicité de données images de rayons X, caractérisé en ce que le procédé comporte les étapes suivantes: - on distribue de manière non uniforme les intensités de rayonnement 30 X sur la multiplicité de directions principales d'émission, - on produit une première image bidimensionnelle correspondant à une des directions principales d'émission, préférentiellement celle qui a reçu le plus de dose, - on produit une première image tridimensionnelle reconstruite à partir 35 de la multiplicité des directions principales d'émission. 9 - Procédé selon la revendication 8, caractérisé en ce que - on détermine une deuxième trajectoire du tube, par rapport à l'objet, opposée à la première trajectoire, - on émet des intensités de rayonnement X, préalablement déterminées, traversant l'objet pour une multiplicité de directions principales d'émission préalablement déterminées, le long de la trajectoire du tube, - on distribue de manière non uniforme des intensités de rayonnement X sur la multiplicité de directions principales d'émission, - on produit une deuxième image bidimensionnelle correspondant à une des directions principales d'émission, - on produit une deuxième image tridimensionnelle correspondant à la multiplicité des directions principales d'émission. - Procédé selon l'une quelconque des revendications 8 à 9, caractérisé en ce que la représentation de l'image tridimensionnelle est réalisée par une reconstruction en tomosynthése. 11 - Procédé selon l'une quelconque des revendications 8 à 10, caractérisé en ce que - on privilégie une direction principale d'émission par rapport à la multiplicité de directions principales d'émission, pour chaque trajectoire, - on distribue 40% des intensités de rayonnement X sur la direction principale d'émission privilégiée, pour chaque trajectoire, -on distribue les 20% restantes des intensités de rayonnement X sur le reste des directions principales d'émission des deux trajectoires. 12 - Procédé selon une quelconque des revendications 8 à 11, caractérisé en ce que - on détecte d'abord l'intensité de rayonnement X de la direction principale d'émission privilégiée, avant de détecter les intensités de rayonnement X des directions principales d'émission restantes, pour chaque trajectoire. 13 - Procédé selon une quelconque des revendications 8 à 11, caractérisé en ce que - on détecte l'intensité de rayonnement X de la direction principale d'émission privilégiée, après avoir détecté les intensités de rayonnement X des directions principales d'émission restantes, pour chaque trajectoire. 14 - Procédé selon une quelconque des revendications 8 à 13, caractérisé en ce que - on fait précéder à la multiplicité de directions principales d'émission, une direction principale d'émission quelconque avec une faible intensité de rayonnement X, - on détermine par un calcul le mode de distribution des intensités de rayonnement X et de répartition de la multiplicité de directions principales d'émission des, deux trajectoires, à partir de la direction principale d'émission quelconque.