FR 2902218 A1 20071214 FR 0652043 A 20060607 Procédé de traitement d'images en tomosynthèse pour une détection de signes radiologiques Domaine de l'invention La présente invention a pour objet un procédé de traitement d'images de projection en tomosynthèse pour une détection de signes radiologiques. La présente invention trouve des applications particulièrement avantageuses, mais non exclusives, dans le domaine de l'imagerie médicale et plus particulièrement celui de la mammographie. La présente invention concerne également une station de revue d'images médicales comportant un tel procédé de traitement d'image. Etat de la technique La mammographie est aujourd'hui largement utilisée pour la détection de lésions et la prévention du cancer du sein. Les signes à détecter sur des images de mammographie sont des signes radiologiques associés à des lésions. Ces signes peuvent être soit des dépôts de calcium soit des opacités. Les dépôts de calcium sont appelés microcalcifications et constituent individuellement des éléments de petite taille (100 m à l mm de diamètre) plus opaques aux rayons X que les tissus environnants. Les opacités sont des zones denses, où les rayons X sont plus fortement absorbés que dans les zones adjacentes. Il arrive que certains dépôts calciques ou certaines zones denses ne soient pas repérés par le radiologue. Ce phénomène a plusieurs causes. Notamment, les images de mammographies standard étant le résultat de projections, elles représentent des structures superposées qui perturbent la visibilité des structures du sein, entraînant parfois, soit une interprétation faussement positive lorsqu'une superposition de ces structures ressemble à une lésion, soit une interprétation faussement négative, lorsque ces structures obscurcissent la visibilité d'une lésion. Pour aider à la résolution de ces problèmes d'interprétations faussement positives ou faussement négatives, il existe dans l'état de la technique de nouveaux dispositifs de mammographie produisant une image tridimensionnelle du sein du patient. Ce dispositif consiste à acquérir plusieurs projections d'un objet sous différents angles puis à reconstruire la répartition tridimensionnelle de cet objet à l'aide d'un algorithme de reconstruction tomographique. Cependant, ce nouveau dispositif de mammographie en tomosynthèse présente des inconvénients. En effet, dans de tels dispositifs, on réalise une reconstruction en volume numérique de 50 à 80 coupes, pour un sein moyen. De ce fait, la quantité d'information à gérer est très importante. De même, l'accès à une information, présentant un intérêt clinique, prend beaucoup plus de temps du fait que cette information est recherchée séquentiellement dans le volume, coupe par coupe. Pour les dispositifs de mammographie actuels, la fréquence d'utilisation ou le débit d'actes, est une donnée primordiale, tout particulièrement dans le contexte du dépistage du cancer du sein. En effet, cette fréquence intervient dans la rentabilité de l'appareil. Cependant, les nouveaux dispositifs de mammographie en tomosynthése ne peuvent pas avoir une fréquence d'utilisation élevée du fait que, le temps d'accès à l'information d'intérêt clinique est très important. 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 certains signes radiologiques, cliniquement intéressants entre 100 pm et I mm. La résolution du détecteur étant actuellement de 100 m, le radiologue est amené à rechercher rapidement de petits objets dans de gros volumes. Exposé de l'invention L'invention a justement pour but de remédier aux inconvénients des techniques exposées précédemment. Pour cela, l'invention propose un procédé de traitement d'images permettant de détecter automatiquement des signes radiologiques, dans des séries de données tridimensionnelles. Le temps passé pour localiser ces signes radiologiques est fortement diminué. Aussi le système peut éviter un éventuel oubli de lésion(s) de la part du radiologue, lors de son examen. Avec ce procédé de traitement d'images, les signes radiologiques sont plus faciles à identifier, permettant ainsi un examen plus efficace. L'invention propose une nouvelle approche de la mammographie, qui exploite avantageusement les techniques de traitement numérique de l'image radiologique, pour améliorer la lisibilité de l'information. Ce procédé de traitement d'image permet de faire face à la quantité de données importantes en développant de nouvelles stratégies aptes à diminuer le temps de revue des données cliniques et à simplifier l'accès à l'information d'intérêt clinique. La présente invention propose un algorithme de détection de signes radiologiques dans des séries de données tridimensionnelles. L'algorithme de l'invention permet d'indiquer la position des signes radiologiques sur l'image tridimensionnelle par une colorisation ou un rehaussement de leur intensité et/ou sur option des amas de microcalcifications identifiés sont marqués et/ou entourés par un contour. Pour ce faire, l'invention met en oeuvre un algorithme de calcul de contraste. Cet algorithme est appliqué sur des coupes reconstruites ou directement sur les séries de projections. Cet algorithme est réalisé au moyen de filtres différentiels linéaires pour l'analyse du signal. Ces filtres différentiels linéaires sont de préférence des filtres d'ondelettes de type chapeau mexicain. Le contraste calculé en tout voxel est comparé à des conditions de contraste prédéfinies de signe radiologique. Ces conditions peuvent être obtenues par simulation. Lorsque le contraste calculé est supérieur au maximum de ces conditions alors le signe radiologique correspondant est validé sinon il est supprimé de l'image tridimensionnelle. Plus précisément, l'invention a pour objet un procédé de traitement d'images d'un dispositif à rayons X, dans lequel, -on réalise plusieurs projections radiographiques d'un corps, - on reconstruit un volume numérique en coupe du corps, à partir de l'ensemble des projections, - on localise dans ce volume numérique des structures représentatives de signes radiologiques, caractérisé en ce que - on calcule au moins un contraste pour chaque voxel du volume 30 numérique, -on définit préalablement au moins un seuil de contraste correspondant à des signes radiologiques, - lorsque le contraste calculé est supérieur au seuil de contraste, alors on attribue au voxel correspondant un attribut de voxel de signe radiologique, 35 et - on visualise les voxels pourvus d'un attribut de voxel de signe radiologique dans le volume numérique. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que : - on repère un ensemble de voxels de structures formant des faux positifs car ayant des caractéristiques proches des signes radiologiques, et - on attribue à l'ensemble de ces voxels de structures un attribut de voxel de non signe radiologique en fonction de critères morphologiques, densitométriques et/ou texturaux. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que : - à titre de présentation, on attribue une information de couleur aux voxels ayant un attribut de voxel de signe radiologique dans le volume numérique de présentation, ainsi qu'à leur environnement immédiat, ou - on rehausse l'intensité des voxels ayant un attribut de voxel de signe radiologique ainsi que leur environnement immédiat dans le volume numérique de présentation, - on visualise le volume numérique de présentation avec les voxels colorisés ou rehaussés. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que le calcul du contraste de chaque voxel comporte les étapes suivantes : - on calcule les coefficients d'un filtre différentiel linéaire ayant un paramètre d'échelle (s) à appliquer à chaque coupe du volume numérique, - une échelle étant caractérisée par une taille de signes radiologiques à analyser, - on détermine un nombre suffisant d'échelles, pour couvrir une gamme de tailles des signes radiologiques, - on effectue une convolution de chaque coupe avec le filtre différentiel linéaire, pour chaque valeur d'échelle. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que le calcul du contraste de chaque voxel comporte les étapes suivantes : - on détermine un filtre différentiel linéaire ayant un paramètre d'échelle (s) à appliquer à chaque projection, - on détermine un nombre suffisant d'échelles, pour couvrir une gamme de tailles des signes radiologiques, -on effectue une convolution de chaque projection avec le filtre différentiel linéaire, pour chaque valeur d'échelle s, - on reconstruit le volume numérique du corps à partir des projections filtrées pour chaque valeur d'échelle. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que le calcul du contraste de chaque voxel comporte les étapes suivantes : - on reconstruit le volume numérique à partir des projections, - on filtre (302) le volume numérique reconstruit, - on reprojette le volume numérique reconstruit, - on détermine un filtre différentiel linéaire ayant un paramètre d'échelle (s) à appliquer à chaque projection reprojetée, - on détermine un nombre suffisant d'échelles, pour couvrir une gamme de tailles des signes radiologiques, - on effectue une convolution de chaque projection reprojetée avec le filtre différentiel linéaire, pour chaque valeur d'échelle, - on reconstruit le volume numérique du corps à partir des projections reprojetées et filtrées pour chaque valeur d'échelle. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que le filtre différentiel linéaire est un filtre d'ondelette de type chapeau mexicain, il comporte une partie centrale composée de coefficients négatifs et une partie positive située en périphérie, le plus grand rayon de la partie négative est égal à la valeur de l'échelle du filtre. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que la détermination au préalable du seuil de contraste comporte les étapes suivantes : - on définit préalablement un premier seuil qui dépend d'une constante, de l'intensité de fond du volume numérique et de la valeur d'échelle du filtre, - cette intensité de fond est fournie en tout point par la convolution de chaque coupe du volume numérique avec les coefficients de la partie positive du filtre d'ondelette, ou bien par la convolution de chaque projection avec les coefficients de la partie positive du filtre d'ondelette puis par reconstruction, - on définit préalablement un deuxième seuil qui dépend d'un niveau de bruit local présent dans le volume numérique, - on effectue une combinaison du premier et du deuxième seuil afin d'obtenir le seuil de contraste. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que la suppression de structures formant des faux positifs comporte les étapes suivantes : - on détermine un ensemble de volumes numériques filtrés dont le contraste des structures est amplifié - on définit au préalable un seuil de contraste de structures qui dépend du niveau de bruit local, - on crée un volume binaire où tous les voxels dont le contraste est supérieur au seuil de contraste de structures est à 1 et tous les autres à 0, - on détermine des particules de structures potentielles formées par un ensemble de voxels reliés, - on mesure l'élongation de chaque particule de structures potentielles, - on définit un seuil minimum d'élongation, -lorsque l'élongation de la particule est supérieure au seuil minimum d'élongation, alors on attribue aux voxels de la particule un attribut de voxel de non signe radiologique. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que pour obtenir les volumes numériques filtrés - on détermine des filtres directionnels à appliquer au volume numérique, - on effectue une convolution de chaque coupe avec les filtres directionnels. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que pour obtenir les volumes numériques filtrés - on détermine des filtres directionnels à appliquer à chaque projection, - on effectue une convolution de chaque projection avec les filtres directionnels, - on reconstruit le volume numérique filtré à partir des projections filtrées pour chaque filtre directionnel. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que les filtres directionnels sont des filtres d'ondelettes ayant des échelles et des orientations différentes, de type R-spline. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que pour obtenir les volumes numériques filtrés - on considère le résultat de la convolution du volume par les filtres différentiels linéaires, pour chaque valeur d'échelle - ou bien, pour chaque valeur d'échelle, on considère le volume reconstruit à partir des projections convoluées par les filtres différentiels linéaires. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que le rehaussement des voxels dans le volume numérique de présentation comporte les étapes suivantes : - on crée un volume binaire où tous les voxels ayant un attribut de voxels de signes radiologiques sont à 1 et tous les autres à 0, - on détermine des particules formées par un ensemble de voxels reliés, - on amplifie la différence entre l'intensité de chaque voxel de la particule, ainsi que son environnement immédiat, et l'intensité moyenne des voxels environnants la particule. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que - on détermine des clusters de particules dans le volume numérique de présentation comportant un nombre minimal de particules, - on amplifie la différence entre l'intensité de chaque voxel de la particule, ainsi que son environnement immédiat, et l'intensité moyenne des voxels environnants la particule, en fonction du nombre de particules présentes dans le cluster, - on place un marqueur à proximité du centre de gravité du cluster ou on trace un contour délimitant le cluster. L'invention concerne également un dispositif pour la mise en oeuvre dudit procédé de traitement d'images radiologiques pour une détection de signes radiologiques. 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 rayonnement X, en particulier un mammographe, muni des moyens perfectionnés de l'invention. La figure 2 montre une illustration de moyens mettant en oeuvre un premier mode de réalisation du procédé de l'invention. La figure 3 montre une illustration de moyens mettant en oeuvre un deuxième mode de réalisation du procédé de l'invention. La figure 4 montre une illustration de moyens mettant en oeuvre un troisième mode de réalisation du procédé de l'invention. La figure 5a montre une représentation schématique d'un filtre d'ondelette de type chapeau mexicain, selon l'invention. La figure 5b montre schématiquement une coupe dans le plan (X, Z) du filtre d'ondelette de la figure 5a, 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. A cette colonne verticale est articulé un bras 7 portant un tube 3 émetteur de rayonnement X et un détecteur 4 apte à détecter les rayons X émis par le tube 3. Ce bras 7 peut être orienté à la verticale, à l'horizontale ou en oblique. 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 d'émission D. Le bras 7 est articulé à la colonne verticale 2 de telle sorte qu'il permet de déplacer le tube 3 suivant une trajectoire en forme d'arc de cercle tout en laissant le détecteur 4 immobile. 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 réparties en basculement entre deux positions extrêmes. Ces deux positions sont par exemple symétriques l'une de l'autre, par rapport à la perpendiculaire au plan du détecteur. Le détecteur 4 est dans un exemple préféré un détecteur numérique. Le détecteur 4 est accroché au bras 7 à l'opposée du tube 3 et dans la direction d'émission D, de manière à recevoir le faisceau 6 de rayons X Le bras 7 est muni 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 et le plateau porte sein 8. En outre, pour des raisons tant d'immobilisation du sein que de qualité d'image ou d'intensité de rayonnement X délivrée au sein de la patiente, 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 le bras 7 comporte une pelote 9 coulissante et susceptible de venir comprimer le sein, manuellement ou d'une manière motorisée. La pelote 9 est formée en un matériau transparent aux rayons X, notamment en matière plastique. Le bras 7 porte donc verticalement, en partant du haut, le tube 3 à rayons X, la pelote 9 de compression, 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. Dans une variante, le détecteur 4 peut être mobile et occuper diverses positions autour du sein en même temps que le tube à rayons X 3. Dans ce cas, le détecteur 4 n'est plus solidaire au plateau porte sein 8. Le détecteur 4 peut avoir une forme plane ou courbe. Il peut être déplacé en rotation et/ou en translation. 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. Après avoir reçu la multitude de faisceau 6 qui traverse une partie du corps du patient, le détecteur 4 émet des signaux électriques correspondant à l'énergie 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 permettent à cette logique de commande 10 de produire une image correspondant à la partie du corps analysée. Ces images peuvent être visualisées à l'aide d'un écran de cette logique de commande 10 ou imprimées. Dans un exemple, la 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 clavier 16 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 muni d'un clavier 16 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 logique de commande 10 est, souvent réalisée sous forme de circuit intégré. 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 19 comportant des codes instructions pour établir une trajectoire du tube 3 et pour commander une multiplicité de projections le long de cette trajectoire. La mémoire 13 comporte une zone 20 comportant des codes instructions pour réaliser un pré-traitement des images projetées dans le but de supprimer des artefacts dus à la géométrie d'acquisition et au détecteur. La mémoire 13 comporte une zone 21 comportant des codes instructions pour appliquer un algorithme de reconstruction tomographique à l'ensemble des images de projections acquises à différents angles afin d'obtenir un volume numérique reconstruit, comportant 50 à 80 coupes pour un sein moyen. Cette zone 21 comporte également des codes instructions pour appliquer à l'ensemble des images de projections acquises un deuxième algorithme de reconstruction davantage orienté vers un objectif de visualisation comme la technique de reconstruction algébrique. La mémoire 13 comporte une zone 22 comportant des codes instructions pour appliquer un filtre au volume reconstruit afin de réduire le bruit. La mémoire 13 comporte une zone 23 comportant des codes instructions pour exécuter un algorithme de reprojection du volume numérique reconstruit. Cet algorithme de reprojection permet de calculer des projections à partir du volume numérique reconstruit. La mémoire 13 comporte une zone 24 comportant des codes instructions pour déterminer un filtre différentiel linéaire à appliquer à chaque coupe reconstruite ou à chaque projection acquise ou calculée, en fonction des différents modes de réalisation de l'invention. Cette zone 24 comporte également des codes instructions pour déterminer le nombre et les valeurs du paramètre d'échelle du filtre différentiel linéaire permettant de couvrir la gamme des tailles possibles de signes radiologiques. Cette zone 24 comporte également des codes instructions pour réaliser une convolution du filtre différentiel linéaire avec chaque coupe reconstruite ou chaque projection acquise ou calculée. Cette convolution permet de calculer un contraste en tout voxel pour chaque valeur de l'échelle du filtre différentiel linéaire. La mémoire 13 comporte une zone 25 comportant des codes instructions pour vérifier si le contraste calculé pour chaque voxel du volume numérique respecte des conditions de seuil de contraste prédéfinies, un voxel étant un élément du volume numérique. Ces conditions de seuil de contraste prédéfinies dépendent de l'intensité du fond, du paramètre d'échelle du filtre et du niveau de bruit. Cette zone 25 élimine tous les voxels dont le contraste ne respecte pas ces conditions de seuil de contraste en leur attribuant un attribut de voxel de non signe radiologique. Cette zone 25 attribue à tous les voxels respectant les conditions de seuil de contraste un attribut de voxel de signe radiologique. Un attribut est un paramètre temporaire et interne de la logique de commande. Dans un exemple, l'attribut peut être une annotation graphique ou un nombre binaire. La zone 25 comporte également des codes instructions pour mettre en oeuvre une application de filtres directionnels au volume numérique afin d'augmenter le contraste des structures allongées dudit volume. La zone 25 comporte des codes instructions pour effectuer un seuillage dépendant du niveau de bruit local sur le volume traité par les filtres directionnels ou bien sur le volume traité par les filtres différentiels linéaires afin de déterminer les voxels de fibres potentielles. La zone 25 comporte des codes instructions permettant de déterminer des ensembles de voxels de fibres potentielles reliés et de mesurer leur élongation. Cette mesure est comparée à un seuil d'élongation de fibre prédéfini, afin de supprimer des faux positifs formés par des fibres. Pour effectuer cette suppression dans le cas où l'élongation de l'ensemble de voxels reliés est supérieure au seuil prédéfini, la zone 25 attribue à chaque voxel de l'ensemble de voxels reliés, l'attribut de voxel de non signe radiologique. La mémoire 13 comporte une zone 26 comportant des codes instructions pour coloriser les voxels ayant un attribut de voxel de signe radiologique en leur attribuant une information couleur, dans le volume numérique de présentation. La mémoire 13 comporte une zone 27 comportant des codes instructions pour rehausser le signal des voxels ayant un attribut de voxel de signe radiologique dans le volume numérique de présentation. La mémoire 13 comporte une zone 28 comportant des codes instructions pour afficher le volume de présentation comportant les signes radiologiques rehaussés ou colorisés, sur l'écran de visualisation 15. En mode de fonctionnement, 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 qui peuvent être 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 centrale d'irradiation, en général verticale par rapport au détecteur pour un mammographe. Au cours de cette exploration, on procède à l'émission d'un certain nombre de faisceaux 6, par exemple neuf, onze, treize, quinze ou autres, en fonction de la précision souhaitée. Dans l'exemple de la figure 1, le nombre de faisceaux Dl à D9 est de 9. On émet tous les faisceaux 6 en un seul balayage. Chaque faisceau 6 représente une projection radiographique. Les figures 2, 3 et 4 montrent différentes illustrations de moyens mettant en oeuvre le procédé de traitement d'images de l'invention, permettant de localiser des voxels susceptibles de constituer des signes radiologiques, dans le volume du sein reconstruit. Ces signes radiologiques peuvent être des microcalcifications ou des opacités. La figure 2 montre un premier mode de réalisation de l'invention. Sur la figure 2, le tube 3 à rayons X émet, à l'étape 100, des intensités de rayonnement X traversant le sein de la patiente pour une multiplicité de projections P1 à Pn, selon une trajectoire préalablement déterminée. Le détecteur 4 acquiert les données images 11 à ln de rayons X représentant respectivement les projections P1 à Pn. La logique de commande traite les données images de rayons X 11 à ln. A l'étape 101, la logique de commande applique un algorithme de reconstruction par rétroprojection appelé Simple Back Projection en anglais. Cet algorithme permet de reconstruire le volume dans différents plans de coupe parallèles au détecteur, on parle de tomosynthèse du sein. Toutes les données images 11 à ln sont utilisées, lors de cette reconstruction en tomosynthése, pour fournir un volume numérique du sein. Cette technique de tomosynthèse permet, à partir d'un faible nombre de projections bidimensionnelles, ou données images, réparties sur un domaine angulaire restreint et acquises sur un détecteur numérique, de reconstruire le volume tridimensionnel du sein étudié. A l'étape 102, la logique de commande détermine un moyen de calcul du contraste, dans chaque coupe, des voxels du volume numérique. Ce moyen de calcul du contraste est réalisé par un filtrage différentiel linéaire qui est conçu pour réagir fortement à la présence de structure ayant une dimension donnée. Pour mettre en oeuvre ledit moyen, la logique de commande applique un masque binaire à chaque coupe reconstruite afin de séparer le tissu du sein du fond et de n'effectuer les calculs de contraste que sur les voxels de tissu du sein. Ce masque binaire appliqué sur les coupes peut-être obtenu à partir d'une séparation entre le tissu de sein et le fond effectuée sur les images de projection. Un mode de calcul du contraste des voxels est montré aux figures 5a et 5b. La logique de commande calcule de préférence le contraste de chaque voxel au moyen d'un filtre d'ondelette de type chapeau mexicain, de paramètre d'échelle s. En sachant que ce filtre d'ondelettedécrit aux figures 5a et 5b peut être remplacé par d'autres types de filtres différentiels linéaires permettant de calculer un contraste de l'ensemble des voxels du volume numérique. La logique de commande détermine le nombre et les valeurs du paramètre d'échelle de chaque filtre d'ondelette. Le nombre et les valeurs de l'échelle doivent être suffisants pour couvrir la gamme de tailles des signes radiologiques. Dans l'exemple de l'invention, la logique de commande détermine deux échelles ayant les valeurs s = et s=2 . La logique de commande effectue une convolution de chaque coupe reconstruite avec le filtre d'ondelette, comme décrit à la figure 5a, pour chaque valeur de l'échelle. Le contraste théorique Al d'un signe radiologique sphérique de rayon s, mesuré par rondelette, de paramètre d'échelle s, au centre de la sphère et dans la coupe passant par le centre de la microcalcification est AI = lb • s • D • K où K est une constante, lb est l'intensité de fond et 4. est la différence entre les coefficients d'atténuation de la composition du tissu du sein et de la composition du signe radiologique. L'intensité de fond lb est mesurée dans la coupe comme la moyenne des niveaux de gris pondérés par les coefficients présents dans la partie positive des coefficients d'ondelette et s est également le paramètre d'échelle du filtre d'ondelette. 4 dépend de la composition du sein, de la composition en signe radiologique et de l'intensité des rayonnements X des projections. Il est difficile de prévoir 4 puisque la composition du sein et la composition exacte en signe radiologique sont inconnues. De ce fait, la logique de commande fixe une limite inférieure A1min pour les signes radiologiques prétendus. Cette limite inférieure o min est obtenue par simulation. A l'étape 103, la logique de commande applique un algorithme de validation des voxels de signes radiologiques prétendus sur des coupes reconstruites du volume numérique filtré. Pour chaque coupe reconstruite du volume numérique, qui peuvent être au nombre de 50 à 80 pour un sein moyen, la logique de commande attribue à chaque voxel un attribut de voxel de signe radiologique ou de non signe radiologique. La logique de commande vérifie si le contraste mesuré de chaque voxel est suffisant pour être considéré comme un voxel de signe radiologique, selon la taille du signe radiologique, l'intensité du fond et le niveau de bruit. Si le contraste n'est pas supérieur à une atténuation d'un signe radiologique de rayon s ou si la probabilité pour que ce contraste provienne du bruit est trop haute, alors le voxel n'est pas considéré comme un voxel de signe radiologique. Pour ce faire, la logique de commande compare le contraste de chaque voxel à une première condition de seuil de contraste de signe radiologique préalablement déterminée. La logique de commande attribue un attribut de voxel de signe radiologique seulement aux voxels dont le contraste respecte cette première condition de seuil de contraste. Première condition : le contraste AI > lb •s •a . Si le contraste mesuré est supérieur à une constante a multipliée par l'intensité de fond lb et par le paramètre d'échelle s du filtre, alors la logique de commande suppose le voxel correspondant comme étant un voxel de signe radiologique potentiel et lui attribut un attribut de voxel de signe radiologique. Sinon, la logique de commande attribue au voxel correspondant un attribut de voxel de non signe radiologique. L'intensité de fond lb est fournie en tout point par la convolution de l'image brute avec les coefficients des parties positives du filtre d'ondelette, Cependant, cette première condition n'est pas assez sélective. Particulièrement dans le cas de faible rapport de contraste à bruit. Ce faible rapport contraste à bruit résulte souvent de faibles intensités totales de rayonnement X, lors de l'acquisition des projections. Dans ce cas, la probabilité pour que le contraste mesuré provienne du bruit quantique est élevée. En conséquence, la logique de commande définit une deuxième condition de seuil de contraste. Cette deuxième condition de seuil de contraste est définie comme suit: les contrastes des voxels précédemment sélectionnés doivent aussi être supérieur à une constante R multipliée par l'écart type du bruit local dans la coupe. Dans un mode de réalisation préféré, on ne tient compte que du bruit quantique 6 qui est linéairement lié à la racine carrée de l'intensité de fond divisée par le nombre de projections N ayant contribué à la reconstruction du voxel. Ainsi, la deuxième condition rejette les voxels candidats dont le contraste est susceptible de provenir du bruit quantique, avec un taux de rejet commandé par le paramètre R. La deuxième condition à respecter est que : le contraste mesuré o I> R avec 6= N . ff f (x,Y)2dxdy x,y où les fs(x,y) sont les coefficients du filtre d'ondelette. Néanmoins, on constate qu'en réalité, le bruit quantique est aussi altéré par une Fonction de Transfert de Modulation (TFM) du détecteur, connu sous le nom anglais Modulation Transfer Function (MTF). Cette Fonction de Transfert de Modulation est de préférence préalablement connue. Elle peut être, dans une variante, calculée selon des modes de calculs connus. Ainsi, pour améliorer la deuxième condition, la logique de commande peut incorporer des mesures de Fonction de Transfert de Modulation dans l'algorithme de l'invention. De plus, au bruit quantique s'ajoute le bruit électronique du détecteur. Lorsque le contraste du voxel candidat est supérieur à la première condition de seuil de contraste et à la deuxième condition de seuil de contraste alors la logique de commande suppose le voxel correspondant comme étant un voxel de signe radiologique et lui conserve l'attribut de voxel de signe radiologique. Sinon, la logique de commande considère le voxel correspondant comme étant du bruit et lui attribue l'attribut de voxel de non signe radiologique. Enfin, un voxel est choisi comme voxel de signe radiologique si pour une des deux échelles s = ou s = 2, le contraste mesuré de ce voxel respecte les deux conditions de seuil de contraste prédéfinies. Ces deux conditions peuvent être réunies dans une seule troisième condition de seuil de contraste. Dans ce cas, la combinaison de la première et de la deuxième condition s'exprime comme suit : le contraste mesuré A 1 > max (1 b . s .a , . 6 ) où a et R sont les paramètres de l'algorithme. Cependant, des structures du volume reconstruit peuvent avoir des caractéristiques semblables aux caractéristiques de signes radiologiques. Pour supprimer ces structures formant des faux positifs dans le volume, la logique de commande applique, d'une part, un filtre linéaire adéquat au dit volume. Ces filtres linéaires sont déterminés en fonction d'une caractéristique donnée de signe radiologique. Ces caractéristiques peuvent être notamment la taille ou la forme. Dans un exemple, ces filtres linéaires peuvent rehausser des structures d'une taille donnée. D'autre part, la logique de commande applique un ensemble de critères morphologiques, densitométriques et/ou texturaux aux dites structures afin de les différencier des signes radiologiques. Dans un exemple de l'invention, ces structures sont illustrées par des fibres, en sachant qu'elles peuvent être également illustrées par tout autre type de structure ne constituant pas un signe radiologique. Dans le volume reconstruit, quelques fibres peuvent avoir de bonnes propriétés d'atténuation et un diamètre semblable aux signes radiologiques. Ceci mène à un nombre élevé de faux positifs formés par les fibres dans le volume numérique. La forme est donc la caractéristique la plus importante pour distinguer les signes radiologiques des fibres car les fibres ont une forme très allongée contrairement aux signes radiologiques. Pour ce faire, la logique de commande peut éliminer la majorité des faux positifs formés par les fibres en utilisant les coefficients des ondelettes de type chapeau mexicain, décrits précédemment. Ceci mène à un algorithme rapide mais moins sélectif qu'un algorithme utilisant des filtres directionnels. La logique de commande effectue un seuillage dépendant du niveau de bruit local sur le volume numérique filtré par les ondelettes de type chapeau mexicain, afin de déterminer les voxels de fibres potentielles. Des voxels de fibres potentielles sont sélectionnés si, pour une des deux échelles considérées s = ou s = 2 le contraste du voxel est supérieur à un seuil de fibre prédéfini. Ce seuil de fibre est égal à 13 fibre .6 où 13fibre est un paramètre de l'algorithme. Dans une variante, la logique de commande peut appliquer des filtres directionnels sur chaque coupe du volume numérique reconstruit fourni par l'étape 101, pour augmenter le signal des fibres. Dans un mode de réalisation préféré, ces filtres directionnels sont des fonctions de type ondelettes 13-spline. Ces fonctions sont décrites dans le document FR28 63 749. Ces filtres d'ondelettes ont des échelles et des orientations différentes. La logique de commande détermine pour chaque voxel, le filtre d'ondelette qui fournit la meilleure réponse. Le meilleur filtre fournit l'orientation de la fibre dans le voisinage du voxel aussi bien qu'un volume numérique filtré directionnel. Un seuil est ensuite appliqué au volume filtré directionnel afin de déterminer les voxels de fibres potentielles. Pour un pixel (i,j) d'une coupe donnée, ce seuil est égal à 13 fbYe . 6 ' avec 6'= M(iNJ) .IJJgmax(x, y)2dxdy V x,y où M(i,j) est la moyenne du niveau de gris dans la coupe reconstruite à l'étape 101 et au voisinage du point (i,j). gmax(x,y) sont les coefficients de rondelette I3-spline fournissant la meilleure réponse et N est le nombre de projections ayant servi à la reconstruction du voxel (i,j). Dans une variante, l'application d'un filtre directionnel sur chacune des 30 coupes du volume numérique est obtenue en appliquant ce filtre directionnel sur chaque donnée image 11 à ln puis en appliquant l'algorithme de reconstruction de l'étape 101. De manière similaire, la moyenne M(i,j) autour de chaque point (i,j) d'une coupe donnée peut être obtenue en moyennant25 localement chaque donnée image 11 à ln puis en appliquant l'algorithme de reconstruction de l'étape 101. Ce procédé conduit à un algorithme plus rapide d'élimination de fibres car sa complexité ne dépend que du nombre de projections et non du nombre de coupes. La logique de commande crée un volume binaire où tous les voxels sont placés à 0 excepté les voxels de fibres potentielles qui sont placés à 1. Pour extraire les voxels de fibres parmi les voxels placés à 1, la logique de commande applique un algorithme de composantes connexes 2D ou 3D qui extrait des particules de fibres potentielles composées d'un ensemble de points reliés réglés à 1. Cet algorithme de composantes connexes peut considérer des voxels reliés par connexité uniquement dans les coupes (2D) ou bien dans le volume (3D). La logique de commande détermine la morphologie de chaque ensemble relié de voxels, formant des particules. Une caractéristique de forme importante peut être donnée par le plus grand nombre de Feret qui renseigne sur la longueur de la particule. Les nombres de Feret mesurent l'élongation de la particule le long d'un ensemble de directions échantillonnant l'intégralité des directions possibles. La logique de commande détermine un seuil de Feret IFeret . Ce seuil IFeret est obtenu de préférence par simulation. Lorsque l'élongation de la particule mesurée est supérieure au seuil IFeret, alors la logique de commande considère cette particule comme une fibre et l'attribut de voxel de non signe radiologique est attribué à chacun de ses voxels. Ainsi, l'algorithme de l'invention comporte 4 paramètres a, 13, Rfibre et IFeret qui sont déterminés par simulation sur une base de données de vérité. A l'étape 104, la logique de commande applique un algorithme de reconstruction, à partir des données images 11 à ln. Cet algorithme de reconstruction est davantage orienté vers un objectif de visualisation comme la technique de reconstruction algébrique. Il fournit un volume de présentation. A l'étape 105, la logique de commande applique un algorithme de visualisation des voxels de signes radiologiques au volume de présentation obtenu à l'étape 104 afin de faciliter l'analyse du praticien. Cet algorithme de visualisation peut appliquer un processus de rehaussement de l'intensité des voxels ayant un attribut de voxel de signe radiologique ou peut leur attribuer une information de couleur ainsi qu'à leur environnement immédiat. La première étape du processus de rehaussement consiste à appliquer un algorithme de composantes connexes 3D sur un volume binaire composé d'un ensemble de voxel à 1 pour des positions de signe radiologique et à 0 ailleurs. Ceci mène à un ensemble de particules tridimensionnelles de signe radiologique. Puis, pour chaque voxel du volume de présentation appartenant à une particule et à son environnement immédiat, l'intensité du voxel est augmentée par rapport à l'intensité de l'environnement immédiat de la particule. L'environnement immédiat des particules est défini comme un ensemble de voxels situés à une distance inférieure à une distance D aux voxels des particules. Cette distance D est un paramètre défini préalablement. La logique de commande calcule la moyenne du niveau gris Mp dans l'environnement immédiat de la particule. Cette moyenne du niveau de gris Mp est l'intensité de fond de la particule. Pour chaque voxel (i, j, k) de la particule et de son environnement immédiat, l'image de rehaussement notée DCA(i, ,j, k) est obtenue en amplifiant la différence entre l'intensité S(i, j,k) du voxel de la particule et l'intensité de fond Mp de la particule selon l'équation suivante : d2 DCA (i,j,k)=MP+(1+A.e t2).[S(i,j,k)ùMp] où A influence directement la puissance du rehaussement et d est la distance entre le voxel (i,j,k) et la particule avec d=0 pour chaque voxel à l'intérieur de la particule. Puisqu'il est difficile d'identifier des découpes de signe radiologique, la logique de commande applique un rehaussement dont la force diminue avec la distance à la particule. Le paramètre i contrôle cette diminution du facteur de rehaussement avec la distance. On peut également intégrer de manière optionnelle des informations cliniques dans le processus de rehaussement en employant un facteur de rehaussement qui dépend de ces informations. Dans un exemple, la logique de commande intègre dans le processus de rehaussement une information clinique de type cluster. Les clusters de microcalcifications sont obtenus par un algorithme de regroupement des microcalcifications en amas. Le rehaussement de chaque voxel appartenant à la particule aussi bien que son entourage précédemment défini est donné dans l'équation suivante : d2 DCA(i, j,k) = Mp + C (1+A.e ti).[S(i,j,k)-Mp] où C dépend du nombre de microcalcifications dans le cluster. Dans un exemple, les clusters sont indiqués sur le volume de présentation par des marqueurs créés par la logique de commande. Ces marqueurs peuvent être une annotation graphique se situant au centre de gravité des clusters. Dans une variante, la logique de commande peut dessiner un contour autour des clusters comportant plus qu'un nombre minimum donné de microcalcifications. Ceci peut avoir un intérêt si l'on veut que l'attention du praticien soit plus spécifiquement dirigée sur son contenu en calcium. Dans le cas où la visualisation des résultats se fait par colorisation des voxels de signes radiologiques, une couleur leur est attribuée en fonction de la quantité S(i, j,k) ùMp ,de la distance d et optionnellement du nombre de microcalcifications dans le cluster ainsi que du numéro cluster. Le volume de présentation final sur lequel les particules de signes radiologiques ont été rehaussées ou colorisées est affiché sur l'écran de visualisation en vue d'être visualisée par un praticien. Sur ce volume final, tous les signes radiologiques ont été mis en évidence sans distinction quant à leur caractère suspect ou quant à leur caractère groupé ou isolé. Par conséquent, le radiologue obtient une vue d'ensemble immédiate de la cartographie de répartition des signes radiologiques. Avec ce mode de réalisation de l'invention, pour détecter et calculer les contrastes AI des voxels de signes radiologiques prétendus, la logique de commande doit convoluer chaque coupe avec les ondelettes. Ceci est informatiquement exigeant sur le plan des calculs, même pour des coupes espacées de 1 millimètre. L'invention a ainsi mis en oeuvre un deuxième mode de réalisation comportant un algorithme plus rapide qui dépend seulement du nombre de projections et pas du nombre de coupes en supposant une géométrie parallèle, comme illustré à la figure 3. La figure 3 montre une autre illustration de moyens mettant en oeuvre le procédé, selon l'invention. Dans la mise en oeuvre de l'invention, le procédé de traitement d'images est appliqué à chaque donnée image 11 à ln, représentant respectivement chaque projection P1 à Pn obtenue à l'étape 200. Ces données images sont fournies directement par le détecteur numérique à la logique de commande. C'est à partir, de ces données images que le procédé de traitement permet de localiser des éléments susceptibles de constituer des signes radiologiques. Ces signes radiologiques peuvent être des microcalcifications ou des opacités. A l'étape 201, la logique de commande applique respectivement un masque binaire F1 à Fn à chaque donnée image 11 à ln afin de séparer le tissu du sein du fond. Puis chaque donnée image obtenue est convertie en une image de contrastes qui est définie pour chaque pixel identifié comme un pixel de tissu du sein de chaque donnée image. Cette conversion est obtenue par un filtrage différentiel linéaire de préférence un filtrage par ondelette de type chapeau mexicain. Ce type de filtrage est illustré aux figures 5a et 5b. Après avoir effectué des calculs de contrastes séparés dans chacune des données images, la logique de commande effectue l'étape 202. L'étape 202 consiste en une reconstruction linéaire de type Simple Back Projection du volume numérique à partir des contrastes des pixels de chacune des données images. Pour une valeur du paramètre d'échelle s, le volume de contrastes ainsi produit est identique à celui de l'étape 102 en supposant une géométrie parallèle. A l'étape 203, la logique de commande détermine les voxels susceptibles d'être des signes radiologiques en fonction de leur contraste calculé. Cette étape 203 comporte les même éléments de sélection de voxels de signes radiologiques que l'étape 103 de la figure 2 excepté pour le calcul de l'intensité du fond Ib. Il est obtenu en tout voxel par application de l'algorithme de reconstruction de l'étape 202 à partir des données images 11 à ln filtrées par la partie positive des coefficients d'ondelette. L'étape de rehaussement 205 est la même que l'étape de rehaussement 105 de la figure 2. De même, l'étape de l'algorithme de reconstruction 204 est la même que l'étape 104 de la figure 2. L'avantage principal de cette méthode est qu'il fournit une manière rapide de calculer des contrastes et donc de détecter des voxels de signe radiologique avec un temps de calcul dépendant du nombre de projections et non du nombre de coupes. Ceci constitue une amélioration significative puisque le nombre de coupes est généralement largement supérieur au nombre de projections. La figure 4 montre une troisième illustration de moyens mettant en oeuvre le procédé, selon l'invention. A l'étape 300, la logique de commande acquiert une multiplicité de projections P1 à Pn, selon une trajectoire préalablement déterminée. Le détecteur 4 acquiert les données images 11 à In de rayons X représentant respectivement les projections P1 à Pn. La logique de commande traite les données images 11 à ln. A l'étape 301, la logique de commande applique un algorithme de reconstruction d'images, du type de ceux utilisés en tomosynthèse, afin d'obtenir un volume numérique du sein. A l'étape 302, la logique de commande filtre le volume numérique pour réduire l'impact du bruit et augmenter le contraste. Cette étape 302 dépend essentiellement du dispositif d'acquisition, et peut donc changer entre les différentes versions des dispositifs d'acquisition existants. Dans une variante, la logique de commande peut ne pas appliquer l'étape 302 de filtrage du volume numérique et passer directement à l'étape 303. A l'étape 303 la logique de commande applique un algorithme de reprojection au volume numérique reconstruit. Cet algorithme de reprojection fournit à l'étape 304 des données images calculées par reprojection l'1 à I'n. Cette reprojection est possible du fait de la connaissance antérieure de la géométrie d'acquisition. A l'étape 305, la logique de commande applique respectivement un masque binaire F'1 à F'n à chaque donnée image reprojetée l'1 à I'n afin de séparer le tissu du sein du fond. Puis, chaque donnée image reprojetée l'1 à I'n obtenue est convertie en une image de contrastes qui est défini pour chaque pixel de chaque donnée image. Les étapes 305 à 309 de la figure 4 sont respectivement décrites aux étapes 201 à 205 de la figure 3. La figure 5a montre, une représentation schématique tridimensionnelle d'un filtre d'ondelette avec un paramètre d'échelle s. Le filtrage par ondelette est une méthode permettant d'interpréter le contenu des données images ou des coupes. Dans un mode de réalisation préféré, le filtre d'ondelette est de type chapeau mexicain à l'envers. Le paramètre d'échelle du filtre d'ondelette est très similaire à la notion d'échelle pour les cartes géographiques. Comme dans le cas des cartes, les grandes échelles correspondent à des vues globales non détaillées. Les faibles valeurs d'échelle correspondent à des vues détaillées. En termes de fréquence, de façon similaire, les basses fréquences ou grandes échelles fournissent une information globale sur le signal habituellement sur toute l'étendue du signal alors que les hautes fréquences ou faibles échelles donnent des informations détaillées sur les petits motifs dans le signal. Le filtre d'ondelette est représenté, dans l'exemple de la figure 5a, sur les coordonnées cartésiennes X, Y et Z. Le filtre d'ondelette est translaté sur le plan défini par les axes des X et Y. L'axe des Z représente l'amplitude du filtre d'ondelette. Le filtre par ondelette est particulièrement bien adapté à l'analyse locale et multi-échelle en imagerie médicale, particulièrement en mammographie. La logique de commande définit une famille de filtres d'ondelette, à appliquer à chaque projection ou coupe, afin de calculer le contraste pour chaque taille de signe radiologique prédéfinie. La logique de commande choisit arbitrairement l'échelle suivant la taille du signe radiologique prédéfinie. Ainsi, le paramètre d'échelle du filtre dépend de la taille du signe radiologique recherché. Dans l'invention, pour calculer le contraste de chaque pixel ou voxel pour toutes les tailles de signes radiologiques possibles, la logique de commande définit le nombre et les valeurs du paramètre d'échelle s. Dans un mode de réalisation préféré, la logique de commande définit deux paramètres d'échelles et les valeurs de chaque paramètre d'échelle. Ces valeurs sont déterminées en fonction de la gamme des tailles de signes radiologiques à détecter. Dans un exemple, la logique de commande cherche à détecter les signes radiologiques appartenant à la gamme de taille de 100 m à 500 m car au-delà les signes radiologiques sont suffisamment visibles pour le radiologue. Dans ce cas, la résolution du détecteur étant de 100 m, on couvre la gamme des tailles avec deux valeurs de paramètre d'échelle. La valeur du premier paramètre d'échelle s=sl est égale à et la valeur du deuxième paramètre d'échelle s=s2 est égale à 2. Dans une variante, le nombre et les valeurs du paramètre d'échelle peuvent être différents de ceux mentionnés ci-dessus. Ce nombre et ces valeurs du paramètre d'échelle définissant la famille des filtres d'ondelette peuvent être changées en fonction des tailles des signes radiologiques à détecter. La figure 5b montre une coupe dans le plan (X, Z) du filtre d'ondelette de la figure 5a, selon l'échelle s1 ou s2. Chaque filtre d'ondelette défini par la logique de commande, mesure le contraste de chaque pixel ou voxel, en fonction du paramètre de l'échelle s1 ou s2. Le filtre d'ondelette 30 est un filtre local. Il comporte deux parties positives 31a et 31b et une partie négative 32. Les deux parties positives 31a et 31b se situent de part et d'autres de la partie négative 32. Les deux parties positives 31a et 31b forment les bords du chapeau mexicain et la partie négative forme la calotte du chapeau mexicain. Le plus grand rayon de la partie négative est égal à la valeur de l'échelle du filtre. L'équation du calcul du contraste de chaque pixel ou voxel est donnée dans des coordonnées polaires par l'équation suivante où r est la variable de rayon: s2. La logique de commande réalise une convolution de la donnée image ou de la coupe avec un premier filtre d'ondelette d'échelle s=s1 puis un deuxième filtre d'ondelette d'échelle s=s2, afin d'extraire les pixels ou voxels dont le contraste, pour au moins une des échelles, est supérieur à une constante multipliée par l'échelle s multipliée par l'intensité du fond. Cette approche en plusieurs graduations permet de s'adapter aux variations prévues dans la taille des signes radiologiques, en imagerie médicale. Lors de la convolution de la donnée image ou la coupe avec rondelette. La logique de commande calcule à chaque pixel de coordonnée (x, y) de la donnée image ou voxel de cordonnée (x, y, z) de la coupe, une moyenne des niveaux de gris voisins de (x, y) pondérés par la valeur absolue des coefficients présents dans la partie négative 32 et une moyenne des niveaux de gris voisins de (x, y) pondérés par les coefficients présents dans les deux parties positives 31a et 31b. La moyenne des niveaux de gris présents dans la partie négative 32 représente la moyenne des niveaux de gris de la partie supposée de signe radiologique du pixel ou du voxel. La moyenne des niveaux de gris présents dans les deux parties positives 31a et 31b représente la moyenne des niveaux de gris de la partie du fond environnant le supposé signe radiologique. ( 2 YZ fs(r) = ù 1-- .e s2 où s est l'échelle du filtre, s étant égal à s1 ou s Enfin, la logique de commande calcule le contraste dudit pixel ou voxel en faisant la différence de ces deux moyennes. L'utilisation du filtre d'ondelette permet d'effectuer un calcul de contraste linéaire en faisant une différence des valeurs moyennes de niveau de gris. Ce type de calcul du contraste est plus robuste au bruit qu'une différence entre une valeur des niveaux de gris au pixel (x, y) ou au voxel (x, y, z) et le signal d'un pixel ou voxel voisin. D'ailleurs, avec ce type de calcul du contraste, on peut prévoir l'impact des filtres d'ondelettes sur le niveau de bruit. Après avoir calculé le contraste, la logique de commande détermine les voxels répondant aux conditions de signes radiologiques, comme décrit aux figures 2, 3 et 4. De manière générale, la logique de commande peut considérer un modèle de signe radiologique avec différentes formes et bruits différents du bruit quantique. Ainsi, la logique de commande peut utiliser différentes hypothèses comme entrée à différents types de traitement. REVENDICATIONS 1. - Procédé de traitement d'image d'un dispositif (1) à rayons X, dans lequel, - on réalise plusieurs projections (P1 à Pn) radiographiques d'un corps, - on reconstruit (101) un volume numérique en coupes du corps, à partir de l'ensemble des projections, - on localise dans ce volume numérique des structures représentatives de signes radiologiques, caractérisé en ce que - on calcule au moins un contraste (102) pour chaque voxel du volume numérique, - on définit préalablement au moins un seuil de contraste correspondant à des signes radiologiques, - lorsque le contraste calculé est supérieur au seuil de contraste, alors on attribue (103) au voxel correspondant un attribut de voxel de signe radiologique, et - on visualise (105) les voxels pourvus d'un attribut de voxel de signe radiologique, dans un volume numérique de présentation produit (104) à partir des projections. 2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que - on repère un ensemble de voxels de structures formant des faux positifs car ayant des caractéristiques proches des signes radiologiques, et - on attribue à l'ensemble de ces voxels de structures un attribut de voxel de non signe radiologique en fonction de critères morphologiques, densitométriques et/ou texturaux. 3 - Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 2, caractérisé en ce que : - à titre de présentation, on attribue une information de couleur aux voxels ayant un attribut de voxel de signe radiologique dans le volume numérique de présentation, ainsi qu'à leur environnement immédiat, ou - on rehausse l'intensité des voxels ayant un attribut de voxel de signe radiologique ainsi que leur environnement immédiat dans le volume numérique de présentation, - on visualise le volume numérique de présentation avec les voxels colorisés ou rehaussés. 4 - Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que le calcul du contraste de chaque voxel comporte les étapes suivantes : - on calcule les coefficients d'un filtre différentiel linéaire ayant un paramètre d'échelle (s) à appliquer à chaque coupe du volume numérique, - une échelle étant caractérisée par une taille de signes radiologiques à analyser, - on détermine un nombre suffisant d'échelles, pour couvrir une gamme de tailles des signes radiologiques, -on effectue une convolution de chaque coupe avec le filtre différentiel linéaire, pour chaque valeur d'échelle. 5 - Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, 15 caractérisé en ce que le calcul du contraste de chaque voxel comporte les étapes suivantes : - on détermine un filtre différentiel linéaire ayant un paramètre d'échelle (s) à appliquer à chaque projection, - on détermine un nombre suffisant d'échelles, pour couvrir une 20 gamme de tailles des signes radiologiques, - on effectue une convolution (201) de chaque projection avec le filtre différentiel linéaire, pour chaque valeur d'échelle s, - on reconstruit (202) le volume numérique du corps à partir des projections filtrées pour chaque valeur d'échelle. 25 6 - Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que le calcul du contraste de chaque voxel comporte les étapes suivantes : - on reconstruit (301) le volume numérique à partir des projections, - on filtre (302) le volume numérique reconstruit, 30 - on reprojette (303) le volume numérique reconstruit, - on détermine un filtre différentiel linéaire ayant un paramètre d'échelle (s) à appliquer à chaque projection reprojetée (P'1 à P'n), - on détermine un nombre suffisant d'échelles, pour couvrir une gamme de tailles des signes radiologiques, 35 - on effectue une convolution (305) de chaque projection reprojetée avec le filtre différentiel linéaire, pour chaque valeur d'échelle, - on reconstruit (306) le volume numérique du corps à partir des projections reprojetées et filtrées pour chaque valeur d'échelle. 7. - Procédé selon l'une quelconque des revendications 4 à 6, caractérisé en ce que le filtre différentiel linéaire est un filtre d'ondelette de type chapeau mexicain, il comporte une partie centrale (32) composée de coefficients négatifs et une partie positive (31a, 31b) située en périphérie, le plus grand rayon de la partie négative est égal à la valeur de l'échelle du filtre. 8. - Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 7 caractérisé en ce que la détermination au préalable du seuil de contraste comporte les étapes suivantes : - on définit préalablement un premier seuil qui dépend d'une constante, de l'intensité de fond du volume numérique et de la valeur d'échelle du filtre, - cette intensité de fond est fournie en tout point par la convolution de chaque coupe du volume numérique avec les coefficients de la partie positive du filtre d'ondelette, ou bien par la convolution de chaque projection avec les coefficients de la partie positive du filtre d'ondelette puis par reconstruction, - on définit préalablement un deuxième seuil qui dépend d'un niveau de bruit local présent dans le volume numérique, - on effectue une combinaison du premier et du deuxième seuil afin d'obtenir le seuil de contraste. 9 - Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que la suppression de structures formant des faux positifs comporte les étapes suivantes : - on détermine un ensemble de volumes numériques filtrés dont le contraste des structures est amplifié - on définit au préalable un seuil de contraste de structures qui dépend du niveau de bruit local, - on crée un volume binaire où tous les voxels dont le contraste est supérieur au seuil de contraste de structures est à 1 et tous les autres à 0, - on détermine des particules de structures potentielles formées par un ensemble de voxels reliés, - on mesure l'élongation de chaque particule de structures potentielles, - on définit un seuil minimum d'élongation, - lorsque l'élongation de la particule est supérieure au seuil minimum d'élongation, alors on attribue aux voxels de la particule un attribut de voxel de non signe radiologique. 10. - Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce que pour obtenir les volumes numériques filtrés - on détermine des filtres directionnels à appliquer au volume numérique, - on effectue une convolution de chaque coupe avec les filtres directionnels. 11. - Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce que pour obtenir les volumes numériques filtrés - on détermine des filtres directionnels à appliquer à chaque projection, - on effectue une convolution de chaque projection avec les filtres directionnels, - on reconstruit le volume numérique filtré à partir des projections filtrées pour chaque filtre directionnel. 12. - Procédé selon l'une quelconque des revendications 10 à 11, caractérisé en ce que les filtres directionnels sont des filtres d'ondelettes ayant des échelles et des orientations différentes, de type R-spline. 13. - Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce que pour obtenir les volumes numériques filtrés - on considère le résultat de la convolution du volume par les filtres différentiels linéaires, pour chaque valeur d'échelle - ou bien, pour chaque valeur d'échelle, on considère le volume reconstruit à partir des projections convoluées par les filtres différentiels linéaires. 14. - Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 13 caractérisé en ce que le rehaussement des voxels dans le volume numérique de présentation comporte les étapes suivantes : - on crée un volume binaire où tous les voxels ayant un attribut de voxels de signes radiologiques sont à 1 et tous les autres à 0, - on détermine des particules formées par un ensemble de voxels reliés, - on amplifie la différence entre l'intensité de chaque voxel de la particule, ainsi que son environnement immédiat, et l'intensité moyenne des voxels environnants la particule. 15. - Procédé selon la revendication 14 caractérisé en ce que - on détermine des clusters de particules dans le volume numérique de présentation comportant un nombre minimal de particules, - on amplifie la différence entre l'intensité de chaque voxel de la particule, ainsi que son environnement immédiat, et l'intensité moyenne des voxels environnants la particule, en fonction du nombre de particules présentes dans le cluster, - on place un marqueur à proximité du centre de gravité du cluster ou on trace un contour délimitant le cluster. 16. - Dispositif (1) de rayons X caractérisé en ce qu'il comporte un procédé de traitement d'images selon l'une quelconque des revendications 1 à 15.