FR 2946172 A1 20101203 FR 1056677 A 20100819 PROCEDE DE CALIBRATION D'UNE CONSOLE DE TRAITEMENT D'IMAGES EN IMAGERIE TEP/TDM L'invention concerne les machines d'imagerie médicale, et en particulier 5 le traitement numérique en imagerie médicale destiné à identifier et quantifier des tumeurs pulmonaires. La tomodensitométrie (TDM), dite aussi scanographie ou simplement scanner, est une technique d'imagerie médicale qui consiste à mesurer 10 l'absorption des rayons X par les tissus puis, par traitement informatique, à numériser et enfin reconstruire des images 2D ou 3D des structures anatomiques. Pour acquérir les données, on emploie la technique d'analyse tomographique ou "par coupes", en soumettant le patient au balayage d'un faisceau de rayons X. L'émetteur de rayons X effectue généralement une 15 rotation autour du patient en même temps que des récepteurs situés en face. Les récepteurs ont pour fonction de mesurer l'intensité des rayons après qu'ils ont été partiellement absorbés durant leur passage à travers le corps du patient. Les données obtenues sont ensuite traitées par ordinateur, ce qui permet de recomposer des vues en coupes bidimensionnelles puis des vues en trois 20 dimensions des organes. Grâce aux tomodensitomètres multidétecteurs (ou multi-barrettes) à acquisition spiralée (déplacement lent de la table d'examen durant l'acquisition), on peut obtenir une exploration très précise d'un large volume du corps humain pour un temps d'acquisition de quelques secondes. L'image obtenue en TDM est satisfaisante pour déterminer l'anatomie du 25 patient. De plus, une telle image présente une résolution et une netteté très satisfaisante. Cependant, une telle image s'avère imprécise pour définir les contours d'une tumeur. L'imagerie TDM est notamment inadaptée pour la détection de nouvelles extensions des tumeurs. 30 La Tomographie par Emission de Positron (TEP) est devenue un outil majeur pour le diagnostic, le bilan d'extension et la prise en charge d'un cancer. La TEP est une imagerie d'émission puisque la radioactivité provient du corps du patient. La TEP est une scintigraphie réalisée après injection d'un traceur faiblement radioactif (le plus souvent du 18F-Fluorodéoxyglucose (18FDG)) par 35 voie intraveineuse. Ce traceur est semblable au glucose et se fixe ainsi au niveau des tissus qui utilisent beaucoup de glucose. Les tissus cancéreux utilisent typiquement une grande quantité de glucose pour puiser l'énergie nécessaire à leur multiplication accélérée, et ont ainsi tendance à fixer une grande quantité de traceur. L'accumulation du traceur dans un tissu permet ainsi 40 de suspecter la présence d'une pathologie maligne. La partie des traceurs non fixée se dirige vers la vessie. Le fluor présent dans le traceur émet un rayonnement de façon temporaire. Ce rayonnement induit l'émission de deux photons dans l'organisme selon des directions opposées. Une caméra TEP comprend une multitude de détecteurs destinés à détecter ce rayonnement provenant de l'organisme du patient. La détection de la trajectoire de deux photons en coïncidence (puisque arrivant en même temps sur deux détecteurs opposés) par le collimateur de la caméra TEP permet de localiser le lieu de leur émission. On peut donc déterminer la concentration du traceur en chaque point de l'organe. Cette information quantitative est restituée sous la forme d'une image faisant apparaître avec des contrastes de couleurs les différentes zones en fonction de leur concentration en traceur. L'examen se déroule en deux temps. À son arrivée, le patient est installé sur un lit et doit se reposer. Le traceur radioactif est ensuite injecté, dilué dans une solution salée. Le patient reste au repos une heure au moins. Ce temps permet au produit de bien se répartir dans l'organisme et d'être capté par les tissus (comme les tumeurs). Le patient est installé au calme dans une pièce sombre. À partir de l'injection, on évite toutes les activités qui peuvent perturber la diffusion du traceur, afin de ne pas stimuler les muscles, ce qui augmenterait la consommation de glucose et risquerait de modifier les résultats de l'examen. Avant de s'installer sur le lit d'examen de la machine TEP, le patient se rend aux toilettes afin de vider au maximum le traceur non fixé de la vessie. Lors de l'examen, le patient est allongé sur un lit qui se déplace à l'intérieur d'un anneau détecteur. Seule une partie du corps se trouve à l'intérieur de l'appareil. L'enregistrement des images dure de 20 à 40 minutes selon les machines ou l'indication de l'examen. Ainsi la TEP permet de visualiser les activités du métabolisme des cellules : on parle d'imagerie fonctionnelle par opposition aux techniques d'imagerie dite structurelle comme celles basées sur les rayons X. La TEP permet ainsi de cerner avec précision de nouvelles tumeurs à un stade précoce et donc de suivre l'évolution d'une tumeur. La TEP ne permet par contre pas de localiser précisément la fixation du traceur sur le plan anatomique. La TEP fournit également une image relativement floue. En effet, l'image TEP restituant des différences d'intensité de pixels, cette image ne fournit pas de limite précise définissant les frontières de la tumeur. Les images saisies en imageries sont restituées à un opérateur par l'intermédiaire d'un écran après avoir subi divers traitements numériques. Une console raccordée à la machine d'imagerie gère la restitution des images et propose différentes fonctions d'analyse pour interpréter les images restituées. Différentes techniques ont notamment été développées pour délimiter automatiquement des tumeurs sur des images TEP, notamment afin de déduire leur volume. Une méthode de contourage usuelle de la tumeur est basée sur des fonctions d'ajustement de seuils d'intensité de l'image. Pour différentes tailles de tumeurs, on calibre une fonction mathématique de fixation du seuil par des expériences réalisées sur des fantômes de calibration. Un fantôme de calibration comprend des sphères de taille calibrée, remplies de radio-isotopes en forte concentration et représentant des tumeurs. Le fantôme de calibration comprend par ailleurs un cylindre rempli d'une solution radioactive diluée représentant des tissus sains. Les sphères sont plongées dans le cylindre. Différentes images sont réalisées, avec différents paramètres d'images, par exemple différentes concentrations en solutions radioactives dans les sphères et dans le cylindre. On teste alors différentes valeurs de seuil de délimitation pour chaque image pour retenir celle qui génère un contour le plus proche des sphères calibrées. On réalise ensuite une interpolation entre les fonctions obtenues pour les différents paramètres d'image pour générer la fonction de seuil calibrée. Cette fonction peut ensuite être utilisée pour la délimitation de tumeurs de patients subissant un examen. Cependant, cette méthode de calibration ne donne pas des résultats suffisamment performants. En pratique, le fantôme utilisé comme modèle pour réaliser la calibration s'avère trop éloigné des conditions réelles d'examen, les tissus sains du patient autour de la tumeur présentant des hétérogénéités, contrairement à la solution radioactive diluée dans laquelle baignent les sphères. La délimitation automatique de la tumeur d'un patient en imagerie TEP s'avère donc peu précise. Le couplage de l'imagerie TEP et de l'imagerie TDM (imagerie TEP/TDM couplée) permet d'améliorer la résolution spatiale, la sensibilité et la spécificité de l'imagerie fonctionnelle. L'imagerie TEP/TDM couplée est généralement mise en oeuvre sur une machine hybride. En effet, des publications récentes montrent que l'imagerie TEP/TDM réalisée sur une machine hybride est supérieure à l'imagerie seule TDM, ou TEP, ou à la combinaison visuelle des imageries TDM et TEP. Les machines à imagerie TEP/TDM couplée fournissent les images acquises à une console de traitement. Après identification d'une tumeur, la console de traitement croise généralement l'image TEP et l'image TDM pour définir le domaine de cette tumeur. Afin de garantir le traitement de toute la tumeur, on génère une image de la tumeur couvrant à la fois la tumeur identifiée sur l'image TEP et la tumeur identifiée sur l'image TDM. On maximise ainsi le domaine dans lequel la tumeur est susceptible d'être présente. Le domaine maximisé peut ensuite être traité par irradiation. La différence de domaine entre les deux images permet également de déterminer l'évolution de la tumeur. Cette maximisation présente cependant des inconvénients. En effet, si une telle maximisation garantit l'irradiation de toute la tumeur, cette maximisation induit également l'irradiation de tissus sains inclus dans le domaine maximisé. L'irradiation de tissus sains génère un risque d'initiation d'un nouveau cancer. À cet égard, la maximisation du domaine de la tumeur n'est ni suffisamment objective ni suffisamment précise. L'invention vise à résoudre un ou plusieurs de ces inconvénients. L'invention porte ainsi sur un procédé de calibration d'une console de traitement d'images connectée à une machine d'imagerie tomographie par émission de positron/tomodensitométrie couplée dite TEP/TDM couplée, comprenant les étapes de : a) mesure par traitement numérique de la surface d'un nodule cancéreux pulmonaire sur une image TDM en coupe effectuée par ladite machine d'imagerie, le nodule pulmonaire étant un nodule pulmonaire isolé et non traité ; b) récupération d'une image TEP dudit nodule pulmonaire effectuée par ladite machine d'imagerie selon la même coupe ; c) détermination d'une valeur seuil de luminosité définissant un contour sur l'image TEP, le contour étant tel que la zone de l'image à l'extérieur du contour présente une luminosité inférieure à cette valeur seuil et tel que la surface à l'intérieur du contour soit égale à la surface mesurée sur l'image TDM; d) mesure automatique de paramètres d'intensité lumineuse sur l'image TEP à l'intérieur dudit contour ; - répétition des étapes a) à d) pour différents nodules pulmonaires ; - génération d'une fonction calibrée définissant un seuil d'intensité lumineuse pour contourer une tumeur en fonction desdits paramètres d'intensité lumineuse mesurés, la fonction calibrée étant une approximation mathématique des mesures obtenues aux étapes d). Selon une variante, ledit nodule de l'image de tomodensitométrie est un nodule du lobe supérieur d'un poumon. Selon une autre variante, lesdits paramètres d'intensité mesurés à l'étape d) comprennent l'intensité lumineuse maximale et l'intensité lumineuse moyenne. Selon encore une variante, l'étape d) comprend également la mesure de l'intensité lumineuse minimale à proximité et à l'extérieur du contour. Selon encore une autre variante, le procédé comprend la génération automatique d'un masque incluant le poumon comportant la tumeur lors de l'étape a), la mesure de l'intensité lumineuse minimale étant réalisée à l'intérieur de ce masque à l'étape d). Selon une variante, la fonction calibrée générée est fonction du rapport 40 entre Tmoy et Smin, Tmoy étant l'intensité lumineuse moyenne à l'intérieur du contour et Smin étant l'intensité lumineuse minimale à l'extérieur du contour. Selon encore une variante, la fonction calibrée générée est de la forme : Tseuil= A* e[-B*Lnû)]*Tmax, avec A, B, C et D des paramètres obtenus lors de l'approximation mathématique des mesures des étapes d), Tseuil la valeur seuil de l'intensité lumineuse destinée à former le contour d'une tumeur, Tmax la valeur maximale de l'intensité lumineuse à l'intérieur du contour. Selon une autre variante, une fonction de seuil distincte est calibrée pour les plans sagittal, coronal et transversal. Selon encore une autre variante, la fonction calibrée est générée à partir d'images d'au moins 20 nodules pulmonaires distincts. Selon encore une variante, la génération de la fonction calibrée comprend : - une première approximation mathématique des mesures obtenues aux étapes d), - l'élimination de plusieurs nodules pulmonaires dont les mesures sont les 15 plus éloignées de la première approximation mathématique, - une deuxième approximation mathématique des mesures restantes pour obtenir la fonction calibrée. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront clairement de la description qui en est faite ci-après, à titre indicatif et nullement 20 limitatif, en référence aux dessins annexés, dans lesquels : - la figure 1 est une représentation schématique d'une machine d'imagerie TEP/TDM couplée ; - la figure 2 est une image TDM d'un patient au niveau d'une coupe transverse ; 25 -la figure 3 est un agrandissement de l'image de la figure 2 centré sur une tumeur ; - la figure 4 est une image TEP du patient au niveau de la coupe transverse de la figure 2 ; - la figure 5 est un agrandissement d'une image retouchée de la figure 4 ; 30 -les figures 6 et 7 sont des diagrammes illustrant le résultat de différentes mesures effectuées sur les images, ainsi que des courbes approximant ces mesures. L'inventeur a constaté qu'un nodule pulmonaire isolé, bien limité 35 visuellement et non traité présente un profil et une taille similaires sur une image de tomodensitométrie et sur une image TEP. L'image anatomique du nodule pulmonaire est alors extrêmement proche de son image fonctionnelle. Par conséquent, une calibration de la fonction de seuil de délimitation d'une image TEP basée sur l'utilisation d'une image de tomodensitométrie d'un tel nodule 40 peut être réalisée de façon particulièrement précise et réaliste pour améliorer la détermination du contour des différentes tumeurs de patients ultérieurs. Une telle calibration s'avère encore plus précise lorsque le nodule est un nodule du lobe supérieur d'un poumon. En effet, on constate que cette zone des lobes supérieurs présente un moindre mouvement respiratoire des patients, ce qui rend les images de tomodensitométrie et de TEP particulièrement précises pour effectuer la calibration. On peut faire une calibration pour les lobes supérieurs des poumons, et une autre calibration pour le reste des tissus pulmonaires. La première étape du procédé de calibration selon l'invention comprend la sélection d'images TEP et TDM effectuées avec la machine (ou une machine de la même série et pour les mêmes modes d'examens et de reconstruction d'images) pour différentes tumeurs pulmonaires de patients. Chaque image doit restituer un nodule pulmonaire isolé, bien limité visuellement, n'ayant pas fait l'objet d'un traitement. De cette manière, on arrive à conserver une grande identité entre les images TEP et TDM. On désigne généralement une tumeur plus ou moins arrondie présentant une dimension comprise entre 10 et 35 mm par le terme nodule. Un nodule isolé permet d'éviter d'introduire des interférences avec d'autres nodules lors des traitements d'image. Un nodule n'ayant pas fait l'objet d'un traitement permet de conserver une grande identité entre ses images TEP et TDM. Les cellules cancéreuses non traitées poursuivant leur consommation de traceur radioactif. Pour chaque tumeur pulmonaire sélectionnée, on récupère un couple d'images TEP et TDM selon une même coupe. Dans l'exemple illustré, les figures 2 et 3 sont des images TDM d'une coupe d'un nodule pulmonaire. Les figures 4 et 5 sont des images TEP selon la même coupe de ce module pulmonaire. Dans ces figures, le nodule 4 est entouré par un trait discontinu pour faciliter son identification. Durant la calibration, on peut procéder à la superposition de l'image TDM avec l'image TEP pour bien associer le nodule 4 sélectionné sur les deux images. On peut ainsi contourer les éléments anatomiques dans l'image TDM et les superposer sur l'image TEP pour faciliter la lecture de cette image. Pour des facilités de lecture, la forme de la tumeur 4 a été schématisée sur la figure 5 et les niveaux d'intensité lumineuse ont été représentés par des pavés comportant des motifs distincts. L'échelle d'intensité lumineuse croissante est indiquée en légende. Lors d'une seconde étape, par une fonction de traitement d'image classique, on détermine un contour dans l'image TEP défini par un seuil d'intensité lumineuse Tseuil. A l'extérieur du contour, l'intensité lumineuse est inférieure au seuil et à l'intérieur du contour, la surface est égale à la surface mesurée sur l'image TDM de la tumeur. Le seuil d'intensité lumineuse définissant un tel contour peut par exemple être trouvé manuellement ou calculé automatiquement de façon itérative en testant successivement différentes valeurs de seuil d'intensité lumineuse. Lors d'une troisième étape, sur l'image TEP, on mesure automatiquement d'une part l'intensité lumineuse maximale Tmax à l'intérieur du contour. Sur la figure 5, on a par exemple pu mesurer une valeur Tmax=20273. L'échelle d'intensité lumineuse utilisée est spécifique à la machine d'imagerie mentionnée ultérieurement. On mesure automatiquement par ailleurs l'intensité lumineuse moyenne Tmoy à l'intérieur du contour. Sur la figure 5, on a par exemple pu mesurer une valeur Tmoy=15209. Les mesures de l'intensité lumineuse maximale et de l'intensité lumineuse moyenne à l'intérieur d'un contour sont des fonctionnalités de traitement usuellement disponibles dans les applications de traitement d'image. L'automatisation de telles mesures d'intensité est aisément mise en oeuvre par l'homme du métier. Avantageusement, on mesure également un paramètre caractéristique de chaque image TEP d'une coupe de nodule. On mesure par exemple l'intensité lumineuse minimale Smin sur l'image TEP à proximité du contour du nodule 4. Cette intensité lumineuse minimale est représentative du bruit induit dans l'image TEP par les tissus sains du poumon. Cette intensité lumineuse est ainsi représentative de la fixation minimale du traceur par les tissus sains pulmonaires. Sur la figure 5, on a par exemple pu mesurer une valeur Smin=400, correspondant à la zone entourée en pointillés. Pour déterminer Smin, on peut générer un masque sur l'image TDM, dans lequel on supprime par analyse numérique les zones hors des tissus pulmonaires. En appliquant le masque généré sur l'image TEP, la valeur Smin peut être calculée à l'intérieur de ce masque. Smin sera calculée pour chaque image TEP d'une coupe du nodule. Pour chaque coupe, et pour l'ensemble des nodules sélectionnés, on dispose donc des valeurs Smin, Tseuil, Tmax et Tmoy mesurés pour cette coupe. Tseuil peut être exprimé en pourcentage par rapport à l'intensité Tmoy. Pour chaque coupe, on dispose donc d'un couple (Tmoy, Tmax). Lors d'une quatrième étape, à partir de ces couples, on détermine une première équation Tmax=f(Tmoy). Par une analyse statistique, on détermine par exemple une droite représentative de cette fonction, comme illustré à la figure 6. Pour améliorer la précision de cette équation, on peut éliminer des images considérées comme non-conformes car leur couple (Tmoy, Tmax) s'écarte nettement de la droite représentative. Dans l'exemple illustré à la figure 6, après avoir exclu des images non-conformes, on déduit l'équation suivante : Tmax=1,6381 *Tmoy-1691.9 (1) Dans cet exemple, on a pu déterminer une précision quadratique R2=0,9578, ce qui signifie que cette équation est particulièrement représentative des valeurs mesurées sur les images. Lors d'une cinquième étape, à partir des valeurs Tseuil, Tmax et Smin de chaque image, on détermine une deuxième équation Tseuil=g(Tmax/Smin). On détermine par exemple une courbe représentative de cette fonction, comme illustré à la figure 7. Comme pour la courbe de la figure 6, on peut éliminer des images non conformes car leurs valeurs s'écartent trop de la courbe déterminée. Dans l'exemple illustré à la figure 7, après avoir exclu des images non-conformes, on déduit l'équation suivante : Tseuil=142.13*(Tmax/Smin)-x245 (2) Dans cet exemple, on a pu déterminer une précision quadratique R2=0.8321 Lors d'une sixième étape, en combinant les équations (1) et (2), on déduit 15 l'équation (3) suivante : Tseuil= 142,13 * e[-0,2454*Ln(1,6381 *(Tmoy/Smin)-(1691,9/ Smin))] (3) Cette dernière équation (3) définit ainsi une fonction de seuil calibrée. On pourra définir une fonction de seuil différente pour le plan sagittal, coronal et transversal, ou une même fonction de seuil pour l'ensemble de ces 20 plans. Les diagrammes des figures 6 et 7 ont été réalisés à partir d'images générées par une machine commercialisée par la société Philips sous la référence commerciale Gemini. Les diagrammes ont été réalisés à partir 25 d'images de tumeurs pulmonaires de 32 patients distincts. Seules les images de 26 patients ont été conservés pour réaliser la calibration de la fonction de seuil, certaines images ayant été exclues pour non-conformité comme détaillé auparavant. 30 Lors de l'utilisation de la console calibrée 2, une série d'images TEP et d'images TDM sont réalisées selon plusieurs coupes sur un patient. Au moins une image en coupe du patient est restituée sur l'écran de la console 2. L'utilisateur sélectionne une tumeur présente sur cette image en coupe. Pour chaque coupe de la tumeur, la console 2 définit un masque autour de la tumeur 35 dans l'image TDM. La console 2 place ce masque sur la tumeur dans l'image TEP correspondante. La console 2 mesure alors Smin dans ce masque. Puis Tmax est mesuré dans la tumeur. Ces mesures sont utilisées pour un calcul itératif du seuil d'intensité lumineuse Tseuil sur la base de l'équation (3). Pour la première itération, on introduit la valeur Tmax à la place de Tmoy 40 dans l'équation (3) pour déterminer une valeur Tseuill. On trace le contour pour cette valeur Tseuill sur l'image TEP et on mesure la valeur Tmoyl à l'intérieur de ce contour. On détermine une valeur Tseuil2 en introduisant les valeurs Tmoyl et Smin dans l'équation (3). On trace le contour pour cette valeur Tseuil2 sur l'image TEP et on mesure la valeur Tmoy2 à l'intérieur de ce contour. On répète ensuite le processus, jusqu'à ce que la valeur d'intensité lumineuse moyenne mesurée converge. On peut alors déterminer la valeur finale de Tseuil. On trace le contour autour de l'image TEP en coupe de la tumeur sur la base de cette valeur Tseuil. De façon connue en soi, on peut réaliser un lissage du contour de la tumeur au moyen d'un filtre numérique. La console 2 délimite ainsi le contour de la tumeur sur chacune des images TEP en coupe, coupes par exemple effectuées dans des plans sagittaux, coronaux et transversaux. De façon connue en soi, par interpolation entre les contours des différentes images en coupe repositionnées dans l'espace, la console 2 génère une représentation en trois dimensions de la tumeur. La console 2 peut présenter différentes fonctionnalités à l'utilisateur, notamment une fonctionnalité de calcul du volume de la tumeur ou d'indication de ses dimensions suivant différents axes. Le volume de la tumeur permet en général aux praticiens d'affiner le dosage d'un traitement par radiothérapie, d'un traitement par protonthérapie ou d'un traitement par hadronthérapie. L'image TEP peut donc être utilisée à la fois pour déterminer un volume précis de la tumeur et disposer de précieuses informations fonctionnelles sur l'évolution de cette tumeur. Par ailleurs, l'équation (3) étant calculée à partir de la valeur Smin, elle prend avantageusement en compte un facteur empirique de fixation lié à une partie bien spécifique qui caractérise (et différencie) les tissus pulmonaire des patients examinés. La fonction de seuil calibrée sur une machine et une console données peut bien entendu être utilisée sur d'autres machines et consoles de même type. Bien que le calibrage de la fonction de seuil ait été effectué avec des nodules pulmonaires, la console 2 peut bien entendu être utilisée pour délimiter le contour d'autres types de tumeurs, de dimensions différentes ou présentes sur d'autres organes. Différents modèles d'équations (3) peuvent être déterminés pour différentes tailles de nodules. On pourra générer une fonction de seuil calibrée 35 par interpolation des différentes équations déterminées. Dans l'exemple décrit, l'équation (3) s'exprime en fonction de l'intensité lumineuse moyenne à l'intérieur d'un contour. Une telle équation s'avère particulièrement avantageuse pour parvenir à une valeur de seuil par un processus itératif, l'intensité lumineuse moyenne à l'intérieur du contour pouvant 40 varier à chaque itération. Cependant, l'équation (3) de la fonction seuil peut également être déterminée autrement, et prendre en compte d'autres paramètres que ceux décrits, sans pour autant sortir du cadre de l'invention. L'équation de la fonction de seuil peut par exemple tenir compte des propriétés du traceur radioactif. Bien que l'on ait décrit de façon générale l'utilisation des intensités lumineuses dans la calibration de la console 2, dans la plupart des cas, l'intensité lumineuse s'exprimera plus simplement sous la forme d'un niveau de gris. REVENDICATIONS1. Procédé de calibration d'une console (2) de traitement d'images connectée à une machine d'imagerie tomographie par émission de positron/tomodensitométrie couplée dite TEP/TDM couplée (1), comprenant les étapes de : a) mesure par traitement numérique de la surface d'un nodule cancéreux pulmonaire sur une image TDM en coupe effectuée par ladite machine d'imagerie, le nodule pulmonaire étant un nodule pulmonaire isolé et non traité ; b) récupération d'une image TEP dudit nodule pulmonaire effectuée par ladite machine d'imagerie selon la même coupe ; c) détermination d'une valeur seuil de luminosité définissant un contour sur l'image TEP, le contour étant tel que la zone de l'image à l'extérieur du contour présente une luminosité inférieure à cette valeur seuil et tel que la surface à l'intérieur du contour soit égale à la surface mesurée sur l'image TDM ; d) mesure automatique de paramètres d'intensité lumineuse sur l'image TEP à l'intérieur dudit contour ; -répétition des étapes a) à d) pour différents nodules pulmonaires ; -génération d'une fonction calibrée définissant un seuil d'intensité lumineuse pour contourer une tumeur en fonction desdits paramètres d'intensité lumineuse mesurés, la fonction calibrée étant une approximation mathématique des mesures obtenues aux étapes d). 2. Procédé de calibration selon la revendication 1, dans lequel ledit nodule de l'image de tomodensitométrie est un nodule du lobe supérieur d'un poumon. 3. Procédé de calibration selon la revendication 1 ou 2, dans lequel lesdits paramètres d'intensité mesurés à l'étape d) comprennent l'intensité lumineuse maximale et l'intensité lumineuse moyenne. 4. Procédé de calibration selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l'étape d) comprend également la mesure de l'intensité lumineuse minimale à proximité et à l'extérieur du contour. 5. Procédé de calibration selon la revendication 4, comprenant la génération automatique d'un masque incluant le poumon comportant la tumeur lors de l'étape a), la mesure de l'intensité lumineuse minimale étant réalisée à l'intérieur de ce masque à l'étape d). 6. Procédé de calibration selon la revendication 4 ou 5, dans lequel la fonction calibrée générée est fonction du rapport entre Tmoy et Smin, Tmoy étant l'intensité lumineuse moyenne à l'intérieur du contour et Smin étant l'intensité lumineuse minimale à l'extérieur du contour. 7. Procédé de calibration selon la revendication 6, dans lequel la fonction calibrée générée est de la forme : Tseuil= A* e[-B*Ln(C*(Tmoy/Smin)û(D/ Smin))]*Tmax, avec A, B, C et D des paramètres obtenus lors de l'approximation mathématique des mesures des étapes d), Tseuil la valeur seuil de l'intensité lumineuse destinée à former le contour d'une tumeur, Tmax la valeur maximale de l'intensité lumineuse à l'intérieur du contour. 8. Procédé de calibration selon l'une quelconque des revendications 15 précédentes, dans lequel une fonction de seuil distincte est calibrée pour les plans sagittal, coronal et transversal. 9. Procédé de calibration selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel la fonction calibrée est générée à partir d'images 20 d'au moins 20 nodules pulmonaires distincts. 10. Procédé de calibration selon la revendication 9, dans lequel la génération de la fonction calibrée comprend : - une première approximation mathématique des mesures obtenues aux 25 étapes d), - l'élimination de plusieurs nodules pulmonaires dont les mesures sont les plus éloignées de la première approximation mathématique, - une deuxième approximation mathématique des mesures restantes pour obtenir la fonction calibrée. 30