FR 2902215 A1 20071214 FR 0652042 A 20060607 Procédé de traitement d'images radiologiques pour une détection de signes radiologiques Domaine de l'invention La présente invention a pour objet un procédé de traitement d'images radiologiques 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. Aujourd'hui, grâce à notre expérience, on est capable dans une certaine mesure de faire la différence entre des signes radiologiques plutôt malins tels que des microcalcifications groupées en amas plus communément appelés clusters, et des dépôts calciques bénins. On a, également, les moyens d'interpréter la forme et la brillance de chaque microcalcification individuelle ainsi que la forme et l'étendue des clusters observée, sur les images radiographiques, ce qui apporte des informations quant à l'aspect malin ou bénin des signes radiologiques. Il est également connu d'utiliser des procédés de traitement d'image permettant au radiologue de faciliter la détection des signes radiologiques. Un exemple d'un tel procédé de traitement d'image est décrit dans le document US-A-6 137 898. Le document US-A-6 137 898 décrit un système de Détection Assistée 35 par Ordinateur ou DAO, plus communément connu sous le nom anglais Computer Aided Detection ou CAD. Le système de détection permet de lire et d'analyser un film d'image radiographique préalablement numérisé, pour en extraire des zones suspectes traduisant potentiellement la présence d'une lésion. Ce système de détection fournit des informations de localisation sur les lésions. Une fois que le film de l'image radiographique numérisé est obtenu, le système de détection prétraite l'image pour réduire le bruit présent. Il comporte un filtre de différence de gaussiennes plus connu sous le nom de DoG. Ce filtre de différence de gaussiennes est appliqué à l'image prétraitée. Un seuil localement adaptatif est appliqué sur chaque pixel de l'image filtrée afin d'identifier des pixels de calcium potentiels de l'image radiographique. Le centre de gravité de chaque groupe de pixel de calcium contigu est ensuite calculé. Le système de détection applique un algorithme de regroupement en amas afin d'identifier les groupes de pixels contigus formant des clusters de microcalcifications. Il extrait 8 attributs à chaque cluster, dont notamment la longueur du plus grand axe, la longueur du plus petit axe, la densité en microcalcifications. Ces 8 attributs extraits permettent au système de détection de supprimer des faux positifs de cluster de microcalcifications au moyen d'un classificateur à base d'un réseau de neurones. Le système de détection effectue une étape de suppression des faux positifs formés par les fibres. Pour ce faire, le système de détection extrait des régions d'intérêts (ROI) entourant chaque cluster. Puis chaque région d'intérêt (ROI) est convoluée avec un ensemble de filtre de Gabor ayant différentes orientations. Ceci afin de mettre en évidence les structures allongées pour ensuite les supprimer. Cependant, ce procédé de traitement d'image présente des inconvénients. En effet, dans de tel procédé de traitement d'image, le traitement est effectué sur des films radiologiques numérisés, ajoutant ainsi un bruit de numérisation à la présence naturelle du bruit dans l'image à traiter. L'augmentation du bruit rend plus difficile la détection des pixels de calcium. En effet, la mammographie a une particularité spécifique, mais qui pourrait se trouver dans d'autres domaines. Cette particularité est liée à la nécessité de pouvoir analyser les signes radiologiques, cliniquement intéressants entre 100 pm et I mm. Les signes radiologiques étant de petits objets sur un fond d'une texture hétérogène font que plus la présence d'un niveau de bruit est importante par rapport au contraste des signes radiologiques, plus les erreurs de détection risquent d'être élevées. En outre, l'utilisation de filtres de Gabor augmente la complexité de l'algorithme du procédé de traitement d'image, augmentant de la même manière le temps de calcul et d'exécution dudit procédé. Un tel procédé de traitement d'image exige également une étape d'optimisation basée sur un algorithme génétique très complexe. Avec ce type de procédé, les besoins en ressources de calcul ainsi que les besoins en ressources en mémoire sont relativement importants. La réalisation, d'un tel procédé ainsi que la mise en oeuvre, demande des technologies onéreuses, du fait de spécifications exigeantes. Cette technologie onéreuse augmente le coût global d'un dispositif comportant ce procédé. Pour les dispositifs de mammographie actuels, la fréquence d'utilisation ou le débit d'actes, est une donnée primordiale car cette fréquence intervient dans la rentabilité de l'appareil. Cependant, la mise en oeuvre des procédés de traitement d'images en mammographie de l'état de la technique ne peut pas avoir une fréquence d'utilisation élevée sans un matériel spécialisé du fait que, le temps d'exécution et de calcul est relativement important. De plus, ces systèmes comprennent des algorithmes basés sur des paramètres caractéristiques leur permettant de distinguer de manière automatique les éléments malins des éléments bénins. L'inconvénient de ces systèmes est qu'ils tendent à se substituer au radiologue dans l'interprétation de l'image, notamment en ce qui concerne la distinction entre éléments malins et éléments bénins. Or, ces systèmes ne sont pas suffisamment fiables pour se substituer totalement au radiologue. 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'image permettant de détecter des signes radiologiques, sur des projections en fonction de leurs contrastes. Ces contrastes sont mesurés en utilisant les réponses de plusieurs échelles de filtres différentiels linéaires. 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. Pour ce faire l'invention produit un affichage de la projection où certains signes radiologiques sont rehaussés ou colorisés, et/où sur option des clusters de microcalcifications identifiés sont marqués et/ou entourés par un contour. Avec ce procédé de traitement d'image, les signes radiologiques sont plus faciles à identifier, permettant ainsi un examen plus efficace. La présente invention propose un algorithme pour la détection des signes radiologiques appliqué directement aux données fournies par le détecteur numérique et non aux films radiologiques numérisés, comme dans l'état de la technique. Ceci permet de supprimer le bruit introduit par le procédé de numérisation. L'invention n'utilise pas les filtres DoG ni les filtres de Gabor de l'état de la technique, supprimant ainsi la complexité de l'algorithme introduit par ces derniers. L'invention met en oeuvre un algorithme de calcul de contraste au moyen de filtres différentiels linéaires pour l'analyse du signal. L'utilisation de ces filtres différentiels linéaires facilite l'algorithme diminuant ainsi de manière considérable les temps de calcul du procédé de l'invention. Les filtres différentiels linéaires sont de préférence des filtres d'ondelettes de type chapeau mexicain et optionellement des filtres d'ondelettes de type R-spline. L'algorithme de l'invention est ainsi apte à accélérer la recherche des signes radiologiques tout en augmentant la visibilité des résultats. L'algorithme de l'invention permet d'indiquer la position des signes radiologiques par une colorisation ou un rehaussement de leur intensité. Il permet également de rehausser les signes radiologiques en fonction de leur degré de malignité. Le procédé de l'invention met ainsi en évidence tous les signes radiologiques qui apparaissent sur l'image sans distinction, que ces signes soient groupés ou isolés, bénins ou malins. Plus précisément, l'invention a pour objet un procédé de traitement d'image d'un dispositif à rayons X, dans lequel, - on produit, à partir d'une projection radiographique d'un corps, une image brute en deux dimensions de ce corps, - on produit une image de présentation à partir de l'image brute, - on localise dans cette image brute des pixels prétendument représentatifs de signes radiologiques, - on visualise les signes radiologiques prétendus sur l'image de présentation, caractérisé en ce que - on calcule au moins un contraste pour chaque pixel de l'image brute, - on définit préalablement au moins un seuil de contraste correspondant à des signes radiologiques, - lorsque le contraste calculé de chaque pixel est supérieur au seuil de contraste, alors on attribue au pixel correspondant un attribut de pixel de signe radiologique, et - on visualise les pixels pourvus d'un attribut de pixel de signe radiologique dans l'image de présentation. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que : - on repère un ensemble de pixels de structures formant des faux positifs car ayant des caractéristiques proches des signes radiologiques, et - on attribue à l'ensemble de ces pixels de structures un attribut de pixel 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 pixels ayant un attribut de pixel de signe radiologique, ainsi qu'à leur environnement immédiat, dans l'image de présentation, ou - on rehausse l'intensité des pixels ayant un attribut de pixel de signe radiologique, ainsi que leur environnement immédiat, dans l'image de présentation, - on visualise l'image de présentation avec les pixels colorisés ou rehaussés. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que le calcul 30 du contraste de chaque pixel comporte les étapes suivantes : - on détermine un filtre différentiel linéaire ayant un paramètre d'échelle à appliquer à l'image brute, - une échelle étant caractérisée par une taille de signes radiologiques à analyser, 35 - on détermine un nombre suffisant d'échelles, pour couvrir une gamme de tailles des signes radiologiques, -on effectue une convolution de l'image brute avec chaque filtre différentiel linéaire, 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 de l'intensité locale de fond dans l'image brute et de la valeur de l'échelle du filtre, - cette intensité de fond est fournie en tout point par la convolution de l'image brute avec les coefficients des parties positives du filtre d'ondelette, - on définit préalablement un deuxième seuil qui dépend d'un niveau de bruit local présent dans l'image brute, - 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 des filtres directionnels à appliquer à l'image brute afin d'amplifier le contraste des structures, ou on considère la réponse des filtres différentiels linéaires, - on définit un seuil de contraste de structure qui dépend du niveau de bruit local, - on crée une image binaire où tous les pixels dont l'image filtrée est supérieure au seuil de contraste de structure sont à 1 et tous les autres à 0, - on détermine des particules formées par un ensemble de pixels reliés, - on mesure l'élongation de chaque particule, - on définit un seuil minimum d'élongation, - lorsque l'élongation de la particule est supérieure au seuil minimum d'élongation, alors on attribue aux pixels de la particule un attribut de pixel de non signe radiologique. 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 le rehaussement des pixels dans l'image de présentation comporte les étapes suivantes : - on crée une image binaire où tous les pixels ayant un attribut de pixel de signes radiologiques sont à 1 et tous les autres à 0, - on détermine des particules formées par un ensemble de pixels reliés, -on amplifie la différence entre l'intensité de chaque pixel de la particule, ainsi que son environnement immédiat, et l'intensité moyenne des pixels environnants la particule. Avantageusement l'invention est aussi caractérisée en ce que : - on détermine les clusters de particules comportant un nombre minimal de particules, - on amplifie la différence entre l'intensité de chaque pixel de la particule, ainsi que son environnement immédiat, et l'intensité moyenne des pixels 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 2a montre une représentation schématique d'un filtre d'ondelette de type chapeau mexicain, selon l'invention. La figure 2b montre schématiquement une coupe dans le plan (X, Z) du filtre d'ondelette de la figure 2a, selon l'invention. La figure 3 montre une illustration de moyens mettant en oeuvre le procédé de 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. Actuellement, il existe plusieurs images de projection mammographiques qui ont une terminologie standardisée. Pour une mammographie de dépistage, on réalise généralement une projection craniocaudale et une projection médio- latérale oblique sur chaque sein. Dans certaines situations, des clichés ou des examens complémentaires peuvent être effectués notamment, une échographie et/ou une biopsie. Le bras 7 déplace le tube 3 à des positions prédéfinies pour obtenir une projection cranio-caudale et/ou médio-latérale oblique pour chaque sein. 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 formé 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. Après avoir reçu le faisceau 6 qui traverse une partie du corps du patient, le détecteur 3 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 brute bidimensionnelle correspondant à la partie du corps radiographiée. Dans un mode de réalisation préféré, la colorisation ou le rehaussement de l'intensité des éléments susceptibles de constituer des signes radiologiques est réalisé sur une image dite de présentation visualisable par le radiologue, distincte de l'image brute mais obtenue à partir de celle-ci. Cette image de présentation peut être visualisée à l'aide d'un écran de cette logique de commande 10 ou imprimée. 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 20 comportant des codes instructions pour établir une position prédéfinie du tube et pour commander une émission des rayons X à cette position. Les codes instructions de cette zone 20 produisent une image à partir du signal fourni directement par le détecteur. La zone 20 comporte également des codes instructions pour réaliser un pré-traitement sur cette image dans le but de corriger des artefacts dus à la géométrie d'acquisition et au détecteur produisant ainsi une image dite brute. La mémoire 13 comporte une zone 21 comportant des codes instructions pour produire, à partir de l'image brute, une image dite de présentation sur laquelle des éléments susceptibles d'être des signes radiologiques seront rehaussés ou colorisés, après avoir été détectés sur l'image brute. Cette image de présentation est obtenue par un autre procédé de traitement à partir de l'image brute. Un exemple d'un tel procédé de traitement est décrit dans le document FR 28 47 698. Le document FR 28 47 698 décrit un procédé de gestion de la dynamique d'une image radiologique numérique. Ce procédé permet d'adapter les variations de niveaux de gris pour afficher une image dont l'apparence permet une lecture sur toute l'étendue du sein de la patiente y compris dans les zones denses. La mémoire 13 comporte une zone 22 comportant des codes instructions pour déterminer un filtre différentiel linéaire à appliquer à l'image brute. La mémoire 13 comporte une zone 23 comportant 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. La mémoire 13 comporte une zone 24 comportant des codes instructions pour réaliser une convolution du filtre différentiel linéaire avec l'image brute afin de calculer pour chaque pixel un contraste le caractérisant. Cette convolution est effectuée 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 pixel respecte une première condition de seuil de contraste prédéfinie. Cette première condition de seuil de contraste prédéfinie dépend de l'intensité du fond et du paramètre d'échelle du filtre. Cette zone 25 attribue à chaque pixel de l'image brute respectant cette première condition un attribut de pixel de signe radiologique. Elle attribue à tous les autres pixels ne respectant pas cette première condition un attribut de pixel de non signe radiologique. Un attribut de pixel de signe radiologique ou de pixel de non signe radiologique 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 mémoire 13 comporte une zone 26 comportant des codes instructions pour vérifier si le contraste calculé pour chaque pixel, ayant un attribut de signe radiologique, respecte une deuxième condition de seuil de contraste prédéfinie. Cette deuxième condition de seuil de contraste prédéfinie dépend du niveau de bruit. Cette zone 26 élimine de l'image brute tous les pixels dont le contraste ne respecte pas cette deuxième condition de seuil de contraste. Pour ce faire, la zone 26 change l'attribut de pixel de signe radiologique en attribut de pixel de non signe radiologique pour tous les pixels ne respectant pas la deuxième condition de seuil de contraste. La mémoire 13 comporte une zone 27 comportant des codes instructions pour mettre en oeuvre une application de filtres directionnels à l'image brute afin d'augmenter le contraste des structures allongées de l'image brute. La mémoire 13 comporte une zone 28 comportant des codes instructions pour effectuer un seuillage dépendant du niveau de bruit local sur l'image traitée par les filtres directionnels ou bien sur l'image traitée par les filtres différentiels linéaires afin de déterminer les pixels de fibres potentiels. La mémoire 13 comporte une zone 29 comportant des codes instructions pour déterminer les ensembles de pixels de fibres potentiels reliés. La mémoire 13 comporte une zone 30 comportant des codes instructions pour mesurer l'élongation de chaque ensemble de pixels reliés. La mémoire 13 comporte une zone 31 comportant des codes instructions pour comparer la mesure de l'élongation de chaque ensemble de pixels reliés à un seuil 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 pixels reliés est supérieure au seuil prédéfini, la zone 31 attribue à chaque pixel de l'ensemble de pixels reliés, l'attribut de pixel de non signe radiologique. La mémoire 13 comporte une zone 32 comportant des codes instructions pour appliquer un algorithme de visualisation dans l'image de présentation. Cet algorithme de visualisation peut appliquer des codes instruction de la zone 33 et/ou les codes instructions de la zone 34. La mémoire 13 comporte une zone 33 comportant des codes instructions pour attribuer une information de couleur à chaque pixel ayant un attribut de pixel de signe radiologique. La mémoire 13 comporte une zone 34 comportant des codes instructions pour rehausser le signal des pixels ayant un attribut de pixel de signe radiologique dans l'image de présentation. Dans l'invention, la détection des pixels de signes radiologiques est réalisée dans l'image brute et le rehaussement de l'intensité ou la colorisation des pixels détectés est réalisé, de préférence, dans l'image de présentation. La logique de commande procède à l'acquisition d'une projection radiographique du corps. Le sein et donc le détecteur sont ainsi irradiés pendant cette acquisition. La logique de commande produit une image brute de cette projection. Elle produit également à partir de cette image brute une image de présentation. C'est à partir de cette image brute que le procédé de traitement permet de localiser des pixels susceptibles de constituer des signes radiologiques. Ces signes radiologiques prétendus peuvent être des microcalcifications ou des opacités. Les signes radiologiques sont rehaussés ou colorisés sur l'image de présentation. La logique de commande calcule pour chaque pixel de l'image brute un contraste le caractérisant. Le moyen de calcul de contraste des pixels est réalisé par un filtrage différentiel linéaire qui est conçu pour réagir fortement à la présence de structures ayant une dimension et une forme donnée. Pour mettre en oeuvre le moyen de calcul de contraste, la logique de commande applique un masque binaire à l'image brute afin de séparer le tissu du sein du fond. De ce fait, l'image brute est convertie en une image de contrastes qui est définie pour chaque pixel du sein. Dans un mode de réalisation préféré, le filtre différentiel linéaire de paramètre d'échelle s est un filtre d'ondelette. En sachant que ce filtre d'ondelette décrit aux figures 2a et 2b peut être remplacé par d'autres types de filtres différentiels linéaires permettant de calculer un contraste sur l'ensemble des pixels de l'image brute. La figure 2a montre, une représentation schématique tridimensionnelle du filtre d'ondelette avec le paramètre d'échelle s. Le filtrage par ondelette est une méthode permettant d'analyser le contenu de l'image brute. 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 nondétaillées. 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 2a, 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 filtrage 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 l'image brute, 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. Ce filtrage par ondelette permet de sélectionner les pixels présentant une intensité supérieure à une constante multipliée par l'échelle s du filtre multipliée par l'intensité du fond. Ceci permet de ne conserver que les pixels d'intensité suffisante dans l'image brute. Dans l'invention, pour calculer le contraste de chaque pixel pour toutes les tailles de signes radiologique prédéfinies, 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 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 changés en fonction des tailles des signes radiologiques à détecter. La figure 2b montre une coupe dans le plan (X, Z) du filtre d'ondelette de la figure 2a, selon l'échelle s1 ou s2. Chaque filtre d'ondelette défini par la logique de commande, mesure le contraste de chaque pixel de l'image brute, en fonction du paramètre de l'échelle s1 ou s2. Le filtre d'ondelette 40 est un filtre local. 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. L'équation du filtre d'ondelette est donnée dans des coordonnées polaires par l'équation suivante où r est la variable de rayon: ( 2 YZ f (r) = û 1û1' 2 .e s2 où s est l'échelle du filtre, s étant égal à s1 ou s s2. La logique de commande réalise une convolution de l'image brute 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 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 l'image brute avec l'ondelette, la logique de commande calcule à chaque pixel de coordonnée (x, y) de l'image brute une moyenne des niveaux de gris voisins de (x, y) pondérés par la valeur absolue des coefficients négatifs du filtre et une moyenne des niveaux de gris voisins de (x, y) pondérés par les coefficients positifs du filtre. La moyenne des niveaux de gris présents dans la partie négative représente la moyenne des niveaux de gris de la partie supposée de signe radiologique. La moyenne des niveaux de gris présents dans la partie positive représente la moyenne des niveaux de gris de la partie supposée de fond environnant le supposé signe radiologique. Enfin, la logique de commande calcule le contraste dudit pixel 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 de niveau de gris au pixel (x, y) et le signal d'un pixel voisin. D'ailleurs, avec ce type de calcul du contraste, on peut prévoir l'impact des filtres d'ondelette sur le niveau de bruit. Le contraste théorique Al d'un signe radiologique sphérique de rayon s, mesuré par l'ondelette au centre de la sphère dans l'image brute est AI = lb • s • D • K où K est une constante, lb est l'intensité de fond et D 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 l'image brute comme la moyenne des niveaux de gris voisins du pixel (x, y) 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. o dépend de la composition du sein, de la composition du signe radiologique et de l'énergie de rayonnements X. Il est difficile de prévoir D puisque la composition du sein et la composition exacte du signe radiologique sont inconnues. De ce fait, la logique de commande fixe une limite inférieure D min pour les signes radiologiques qui sera accordée selon une simulation de l'algorithme. Après avoir calculé le contraste, la logique de commande détermine les pixels répondant à des conditions de seuil de contraste prédéfinies de signes radiologiques, comme décrit à la figure 3. La figure 3 montre une illustration des moyens mettant en oeuvre le procédé de l'invention. Sur la figure 3, le tube à rayons X émet, à l'étape 100, des intensités de rayonnement X traversant le sein de la patiente pour une projection, selon une position de référence préalablement déterminée. A l'étape 101, le détecteur acquiert une image brute de rayons X représentant la projection. Cette image brute est prétraitée par la logique de commande afin de supprimer des artefacts dus à la géométrie d'acquisition et au détecteur. A l'étape 102, la logique de commande produit une image de présentation, à partir de l'image brute. A l'étape 103, la logique de commande détermine un filtre d'ondelette à appliquer à l'image brute. Ce filtre d'ondelette est de préférence un filtre d'ondelette de type chapeau mexicain à l'envers. A l'étape 104, la logique de commande détermine le nombre d'échelles à appliquer à l'image brute ainsi que les valeurs de ces échelles. Le nombre et les valeurs de ces échelles doivent être suffisants pour couvrir la gamme des tailles des signes radiologiques. Dans l'exemple de l'invention, la logique de commande détermine deux échelles ayant des valeurs s = et s = 2. A l'étape 105, la logique de commande effectue une convolution de l'image brute avec le filtre d'ondelette pour chaque échelle déterminée à l'étape 104. Cette étape permet de calculer le contraste de chaque pixel de l'image brute, comme décrit à la figure 2b. Aux étapes 106 à 111, la logique de commande vérifie si le contraste mesuré de chaque pixel dans l'image est suffisant pour être considéré comme un pixel 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 pixel n'est pas considéré comme un pixel de signe radiologique. A l'étape 106, la logique de commande compare le contraste de chaque pixel à une première condition de seuil de contraste de signe radiologique préalablement déterminée. La logique de commande attribue un attribut de pixel de signe radiologique seulement aux pixels 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 applique l'étape 107. Sinon elle applique l'étape 108. 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, A l'étape 107, la logique de commande suppose le pixel correspondant comme étant un pixel de signe radiologique potentiel en lui attribuant l'attribut de pixel de signe radiologique. A l'étape 108, la logique de commande élimine le pixel correspondant de l'image brute, en lui attribuant l'attribut de pixel de non signe radiologique. Cependant, cette première condition de seuil de contraste 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 de rayonnement X, lors de l'acquisition de l'image brute. Dans ce cas, la probabilité pour que le contraste mesuré provienne du bruit est élevée. En conséquence, la logique de commande définit une deuxième condition de seuil de contraste à l'étape 109. Cette deuxième condition de seuil de contraste est définie comme suit : le contraste de chaque pixel sélectionné à l'étape 107 doit aussi être supérieur à une constante R multipliée par l'écart type du bruit. 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. Ainsi la deuxième condition de seuil de contraste rejette les pixels candidats dont le contraste est susceptible de provenir du bruit quantique, avec un taux de rejet commandé par le paramètre R. La deuxième condition de seuil de contraste à respecter est que : le contraste mesuré DI > R • 6 avec 6 = Ib • ~JJ fs(x, y)2dxdy où les fs(x, y) xy 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 de seuil de contraste, 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 pixel candidat est supérieur à la deuxième condition de seuil de contraste qui est une constante multipliée par la racine carrée de l'intensité de fond et par la racine carrée de la somme des coefficients du filtre élevés au carré, alors la logique de commande applique l'étape 110. Sinon elle applique l'étape 111. A l'étape 110, la logique de commande conserve l'attribut de pixel de signe radiologique du pixel correspondant. A l'étape 111, la logique de commande attribue l'attribut de pixel de non signe radiologique audit pixel correspondant de l'image brute. Ledit pixel correspondant est considéré comme étant du bruit. Enfin, un pixel est choisi comme pixel de signe radiologique si pour une des deux échelles s = ou et s = 2, le contraste mesuré de ce pixel respecte les deux conditions de seuil de contraste prédéfinies. Ces deux conditions de seuil de contraste 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 de seuil de contraste s'exprime comme suit : le contraste mesuré A I > max (I b s . a , (3 . 6 où a et R sont les paramètres de l'algorithme. Cependant, des structures de l'image brute peuvent avoir des caractéristiques semblables aux caractéristiques de signes radiologiques. Pour supprimer ces structures formant des faux positifs dans l'image brute, la logique de commande applique, d'une part, un filtre linéaire adéquat à ladite image brute. Ces filtres linéaires sont déterminés en fonction d'une caractéristique donnée de signe radiologique. Ces caractéristiques peuvent être notamment la taille, la forme. Dans un exemple, ces filtres linéaires permettent de renforcer 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 l'image brute, 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 l'image brute. La forme est donc ici 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. A l'étape 112, la logique de commande effectue un seuillage dépendant du niveau de bruit local sur l'image filtrée par les ondelettes de type chapeau mexicain, afin de déterminer les pixels de fibres potentielles. Cette image filtrée est fournie par l'étape 105. La logique de commande sélectionne les pixels de fibres potentielles de l'image filtrée si, pour une des deux échelles considérées s = et s = 2 le contraste du pixel 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 déterminer l'image filtrée en exécutant l'étape 113. A l'étape 113, la logique de commande applique des filtres directionnels sur l'image brute, de l'étape 101, pour augmenter le signal des fibres. Dans un mode de réalisation préféré, ces filtres directionnels sont des fonctions de type ondelettes I3-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 pixel, le filtre d'ondelette qui fournit la meilleure réponse. Le meilleur filtre fournit l'orientation de la fibre dans le voisinage du pixel aussi bien qu'une image filtrée directionnelle. Un seuil est ensuite appliqué à l'image filtrée directionnelle afin de déterminer les pixels de fibres potentielles. Pour un pixel (i,j) de l'image, ce seuil est égal à 13 fibre . a ' avec a'= VM(i,j) f f gr (x,y)2dxdy x,y où M(i,j) est la moyenne du niveau de gris dans un voisinage du point (ij). gmax(x,y) sont les coefficients de rondelette R-spline fournissant localement la meilleure réponse. L'image filtrée directionnelle obtenue renforce le signal des fibres avec plus de discernement car elle exploite la structure allongée des fibres contrairement au filtres isotropes de type chapeau mexicain. La contrepartie est un temps de calcul bien plus élevé. A l'étape 114, la logique de commande crée une image binaire où tous les pixels sont placés à 0 exceptés les pixels de fibres potentielles qui sont placés à 1. Pour extraire les pixels de fibres parmi les pixels placés à 1, la logique de commande applique un algorithme de composantes connexes qui extrait des particules composées d'un ensemble de points reliés réglés à 1. A l'étape 115, la logique de commande détermine la morphologie de chaque ensemble relié de pixels 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. A l'étape 116, 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 applique l'étape 117. 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 117, la logique de commande considère les particules détectées à l'étape 116 comme des fibres et, dans une étape 118, l'attribut de pixel de non signe radiologique est attribué à leurs pixels. A l'étape 119, la logique de commande applique un algorithme de visualisation des pixels de signes radiologiques à l'image de présentation afin de faciliter l'analyse du praticien. Cet algorithme de visualisation peut attribuer à chaque pixel de l'image de présentation ayant un attribut de pixel de signe radiologique, ainsi qu'à leur environnement immédiat, une information de couleur. L'algorithme de visualisation peut également appliquer un processus de rehaussement de l'intensité des pixels ayant un attribut de pixel de signe radiologique. Le processus de rehaussement consiste à appliquer un algorithme de composantes connexes sur une image binaire composée d'un ensemble de pixel à 1 pour des positions de signe radiologique et à 0 ailleurs. Ceci mène à un ensemble de particules de signe radiologique. Puis, pour chaque pixel de l'image de présentation appartenant à une particule et à son environnement immédiat, l'intensité du pixel est augmentée par rapport à l'intensité de l'environnement immédiat de la particule. L'environnement immédiat d'une particule est défini comme un ensemble de pixels situés à une distance inférieure à une distance D aux pixels de la particule. 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 pixel (i,j) de la particule et de son environnement immédiat, l'image rehaussée notée DCA(i,j) est obtenue en amplifiant la différence entre l'intensité S(i, j) du pixel de la particule et l'intensité de fond Mp de la particule selon l'équation 20 suivante : d2 DCA (i, j) = M + (1 + A • e ti 2) • [S (i, j) - M ] où A influence directement la puissance du rehaussement et d est la distance entre le pixel (i,j) et la particule avec d=0 pour chaque pixel à l'intérieur de la particule. Puisqu'il est difficile d'identifier des découpes de signe 25 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 30 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 pixel appartenant à 35 la particule aussi bien que son environnement immédiat précédemment défini est donné dans l'équation suivante : d2 DCA(i, j) = Mp + C • (1+ A • e ti2) • [S(i, j) ùMil où C dépend du nombre de microcalcifications dans le cluster. Dans un exemple, les clusters sont indiqués sur l'image 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) ùMp , de la distance d et optionnellement du nombre de microcalcifications dans le cluster ainsi que du numéro de cluster. L'image de présentation finale sur laquelle les particules de signes radiologiques ont été rehaussées ou colorisées est affichée sur l'écran de visualisation en vue d'être visualisée par un praticien. Sur cette image finale, 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. 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'images produites par un dispositif (1) à rayons X, dans lequel, - on produit, à partir d'une projection (100) radiographique d'un corps, une image brute (101) en deux dimensions de ce corps, - on produit une image de présentation (102) à partir de l'image brute, - on localise dans cette image brute des pixels prétendument représentatifs de signes radiologiques, - on visualise les signes radiologiques prétendus sur l'image de présentation, caractérisé en ce que - on calcule au moins un contraste (105) pour chaque pixel de l'image brute, - on définit préalablement au moins un seuil de contraste (25, 26) correspondant à des signes radiologiques, - lorsque (106) le contraste calculé de chaque pixel est supérieur au seuil de contraste, alors on attribue au pixel correspondant un attribut de pixel de signe radiologique (107), et - on visualise (119) les pixels pourvus d'un attribut de pixel de signe radiologique dans l'image de présentation. 2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que - on repère (112) un ensemble de pixels de structures formant des faux positifs car ayant des caractéristiques proches des signes radiologiques, et - on attribue (117) à l'ensemble de ces pixels de structures un attribut de pixel 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 pixels ayant un attribut de pixel de signe radiologique, ainsi qu'à leur environnement immédiat, dans l'image de présentation, ou - on rehausse l'intensité des pixels ayant un attribut de pixel de signe radiologique, ainsi que leur environnement immédiat, dans l'image de présentation, - on visualise l'image de présentation avec les pixels colorisés ou rehaussés. 4 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le calcul 5 du contraste de chaque pixel comporte les étapes suivantes : - on détermine un filtre différentiel linéaire (103, 40) ayant un paramètre d'échelle (s) à appliquer à l'image brute, - une échelle étant caractérisée par une taille de signes radiologiques à analyser, 10 - on détermine (104) un nombre suffisant d'échelles, pour couvrir une gamme de tailles des signes radiologiques, - on effectue une convolution (105) de l'image brute avec chaque filtre différentiel linéaire, pour chaque valeur d'échelle, -Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que le filtre 15 différentiel linéaire est un filtre d'ondelette de type chapeau mexicain, il comporte une partie centrale (42) composée de coefficients négatifs et une partie positive (41a, 41b) située en périphérie, le plus grand rayon de la partie négative est égal à la valeur de l'échelle du filtre. 6 -Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, 20 caractérisé en ce que la détermination au préalable du seuil de contraste comporte les étapes suivantes : - on définit préalablement un premier seuil (25) qui dépend de l'intensité locale de fond dans l'image brute et de la valeur de l'échelle du filtre, 25 - cette intensité de fond est fournie en tout point par la convolution de l'image brute avec les coefficients des parties positives du filtre d'ondelette, - on définit préalablement un deuxième seuil (26) qui dépend d'un niveau de bruit local présent dans l'image brute, - on effectue une combinaison du premier et du deuxième seuil afin 30 d'obtenir le seuil de contraste. 7 - Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que la suppression de structures formant des faux positifs comporte les étapes suivantes, -on détermine des filtres directionnels (113) à appliquer à l'image 35 brute afin d'amplifier le contraste des structures, ou on considère la réponse (105) des filtres différentiels linéaires, - on définit un seuil de contraste de structure qui dépend du niveau de bruit local, - on crée (112) une image binaire où tous les pixels dont l'image filtrée est supérieure au seuil de contraste de structure sont à 1 et tous les autres à 0, - on détermine des particules formées par un ensemble de pixels reliés, - on mesure (115) l'élongation de chaque particule, - on définit un seuil minimum d'élongation, - lorsque (116) l'élongation de la particule est supérieure au seuil minimum d'élongation, alors on attribue (117) aux pixels de la particule un attribut de pixel de non signe radiologique. 8 - Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que les filtres directionnels (27) sont des filtres d'ondelettes ayant des échelles et des orientations différentes, de type R-spline. 9 - Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que le rehaussement des pixels dans l'image de présentation comporte les étapes suivantes : - on crée une image binaire où tous les pixels ayant un attribut de pixel de signes radiologiques sont à 1 et tous les autres à 0, - on détermine des particules formées par un ensemble de pixels reliés, -on amplifie la différence entre l'intensité de chaque pixel de la particule, ainsi que son environnement immédiat, et l'intensité moyenne des pixels environnants la particule. 10 - Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce que - on détermine les clusters de particules comportant un nombre minimal de particules, - on amplifie la différence entre l'intensité de chaque pixel de la particule, ainsi que son environnement immédiat, et l'intensité moyenne des pixels 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.11 - Dispositif (1) de rayons X caractérisé en ce qu'il comporte un procédé de traitement d'image selon l'une quelconque des revendications 1 à 10.