FR 2967888 A1 20120601 FR 1059795 A 20101126 DOMAINE TECHNIQUE GENERAL L'invention concerne un procédé de galactographie dans un mammographe, et un mammographe apte à exécuter ledit procédé. ETAT DE L'ART La galactographie est un examen radiologique du sein d'une patiente. Il est connu que le sein d'une patiente comprend, outre des tissus mous comme les tissus adipeux et fibreux, un réseau arborescent de canaux, dits galactophores, qui amènent le lait jusqu'au mamelon. Ces canaux se terminent au niveau du mamelon par des orifices galactophores, typiquement au nombre de quinze à vingt. La galactographie permet de visualiser lesdits canaux galactophores. Ce type d'examen est particulièrement indiqué en cas d'écoulement 15 du sein hors des périodes d'allaitement. Cet examen permet l'évaluation pré-opératoire de la nature, de la localisation et de l'étendue des lésions, notamment cancéreuses, pouvant causer ledit écoulement mamelonnaire. Il apparaît que les techniques de galactographie ont connu peu 20 d'évolution au cours du temps. En particulier, on note que seules deux grandes évolutions des techniques de galactographie se sont produites dans le passé. Une première évolution a consisté au passage d'images sur film radiologique classique aux images numériques. 25 En dépit de cela, l'image des canaux galactophores opacifiés par l'injection préalable d'un produit de contraste se superposant à l'image des tissus mous, il peut être difficile au praticien de localiser ou d'analyser les caractéristiques des canaux les plus petits. Une seconde évolution a consisté en la création d'un procédé de 30 galactographie soustraite utilisant la combinaison de deux images acquises avant et après injection d'un produit de contraste, pour mieux caractériser les canaux galactophores. Ainsi, on connaît du document FR2816822 un procédé de galactographie selon l'état de la technique. Dans ce procédé, un praticien repère l'orifice galactophore à l'origine de l'écoulement au niveau du mamelon. Celui-ci dilate alors ledit orifice galactophore avec une aiguille ou une canule en mousse, pour permettre l'injection ultérieure d'un produit de contraste. Une première étape consiste à acquérir une première image du sein de la patiente dans un état comprimé, sans produit de contraste. Un produit de contraste (ex : iode), atténuant aux rayons X, est injecté par cette aiguille ou canule dans les canaux galactophores. Le procédé comprend alors une deuxième étape consistant à acquérir une deuxième image du sein de la patiente dans un état comprimé et comprenant du produit de contraste. Enfin, le procédé comprend une étape de soustraction, partielle ou complète, de la première image relativement ou la seconde image, ou inversement. Comme on le comprend, la première image comprend aussi bien les tissus fibreux ou adipeux que les canaux galactophores. La deuxième image comprend, outre les tissus fibreux ou adipeux, les canaux galactophores, qui ont été opacifiés à l'image par l'injection d'un produit de contraste. Ainsi, la soustraction des images permet de ne garder à l'image que la partie opacifiée par le produit de contraste, c'est-à-dire les canaux 25 galactophores. Si ce procédé permet de caractériser dans une certaine mesure les canaux galactophores, il présente néanmoins des inconvénients. L'injection du produit de contraste est réalisée entre deux prises d'images mammographiques, ce qui perturbe le procédé de prises d'images 30 et allonge sa durée. De plus, ce procédé contraint le sein de la patiente à rester sous compression pendant une durée plus longue, ce qui est une source d'inconfort pour la patiente. Par ailleurs, la complexité de mise en oeuvre de ce procédé et ses contraintes d'utilisation cliniques sont telles qu'il n'y a eu, à ce jour, aucune réalisation pratique commercialisée jusqu'à présent. Au vu de ce qui précède, le milieu médical a eu tendance à délaisser 5 la galactographie, au profit de techniques alternatives. Il convient donc de proposer une évolution et une amélioration des procédés de galactographie connus à ce jour. PRESENTATION DE L'INVENTION 10 L'invention propose de pallier aux inconvénients précités. A cet effet, l'invention propose un procédé de galactographie dans un mammographe, comprenant les étapes consistant à émettre des rayons X vers le sein d'une patiente pour la réalisation d'images mammographiques, ledit sein comprenant des canaux galactophores dans lesquels un produit 15 de contraste a été préalablement injecté, réaliser au moins une première image mammographique avec des rayons X présentant une première énergie El, réaliser au moins une deuxième image mammographique avec des rayons X présentant une deuxième énergie E2, la première énergie El étant supérieure à la deuxième E2, ou inversement, et traiter la première et 20 la deuxième images, pour obtenir une image de la concentration du produit de contraste dans le sein, et ainsi caractériser les canaux galactophores dudit sein. L'invention est avantageusement complétée par les caractéristiques suivantes, prises seules ou en une quelconque de leur combinaison 25 techniquement possible : - l'étape consistant à réaliser la première image mammographique comprend l'émission de rayons X à une première énergie E1,et l'étape consistant à réaliser la deuxième image mammographique comprend l'émission de rayons X à une deuxième énergie E2 ; 30 - l'étape consistant à réaliser la première et la deuxième images mammographiques comprend l'émission de rayons X dans une gamme d'énergie comprenant la première et la deuxième énergies E1, E2, et la détection des rayons X par un détecteur à rayons X du mammographe, configuré pour discriminer l'énergie desdits rayons X; - le procédé comprend les étapes consistant à réaliser une pluralité d'images avec des rayons X présentant une énergie (El, E2, .... EN) différente d'une image à l'autre ; - le mammographe comprend une source de rayons X et un détecteur de rayons X, et le procédé comprend les étapes consistant à : o produire un déplacement angulaire relatif entre la source et le détecteur, en des positions angulaires relatives différentes, o pour chaque position angulaire relative, réaliser au moins une première image mammographique avec des rayons X présentant une première énergie El, et au moins une deuxième image mammographique avec des rayons X présentant une deuxième énergie E2, la première énergie El étant supérieure à la deuxième énergie E2, ou inversement, o traiter la première et la deuxième images pour chaque position angulaire relative, pour obtenir une pluralité d'images de la concentration du produit de contraste dans le sein ; - le procédé comprend les étapes consistant à : o produire une rotation simultanée de la source et du détecteur autour du sein de la patiente, en diverses positions comprises entre 0 et 360° autour du sein de la patiente, o pour chacune desdites positions, réaliser au moins une première image mammographique avec des rayons X présentant une première énergie El, et au moins une deuxième image mammographique réalisée avec des rayons X présentant une deuxième énergie E2, la première énergie El étant supérieure à la deuxième E2, ou inversement, et o traiter la première et la deuxième images pour chaque position, pour obtenir une pluralité d'images de la concentration du produit de contraste dans le sein. - dans les deux cas précédents, le procédé comprend en outre avantageusement une étape consistant à appliquer un algorithme de reconstruction tridimensionnelle à la pluralité d'images de la concentration du produit réalisées en chaque position, pour obtenir une image de la concentration volumique du produit dans le sein ; - l'étape de traitement comprend la détermination d'une fonction liant la concentration du produit aux logarithmes des intensités de la première et de la deuxième images, ou de la pluralité d'images d'énergies différentes. L'invention concerne également un produit programme d'ordinateur comprenant des instructions pour le contrôle d'un mammographe pour l'exécution du procédé selon l'une des revendications 1 à 8. Ce programme est en général chargé dans une unité de traitement du mammographe. L'invention concerne également un mammographe apte à exécuter les différents modes de réalisation du procédé précédemment décrit. L'invention présente de nombreux avantages. Un avantage de l'invention est de permettre de mieux caractériser les canaux galactophores. Un autre avantage de l'invention est de permettre de mieux différencier les canaux galactophores des tissus mous du sein. Un autre avantage encore de l'invention est de proposer un procédé 20 de galactographie plus rapide. Un autre avantage encore de l'invention est de proposer un procédé de galactographie plus simple à mettre en oeuvre. Enfin, un autre avantage de l'invention est de proposer un procédé de galactographie permettant d'obtenir une vision plus fine de la répartition des 25 tissus et canaux dans le sein. PRESENTATION DES FIGURES D'autres caractéristiques, buts et avantages de l'invention ressortiront de la description qui suit, qui est purement illustrative et non 30 limitative, et qui doit être lue en regard des dessins annexés sur lesquels : - la Figure 1 est une vue schématique d'un mammographe selon l'invention ; - la Figure 2 est une vue schématique d'étapes d'un mode de réalisation du procédé selon l'invention ; - la Figure 3 est une vue schématique d'une image du sein dans lequel des canaux galactophores comprennent un produit de contraste, réalisée avec des rayons X présentant une première énergie ; - la Figure 4 est une vue schématique d'une image du sein dans lequel des canaux galactophores comprennent un produit de contraste, réalisée avec des rayons X présentant une deuxième énergie ; - la Figure 5 est une vue schématique d'une image après traitement des images des Figures 3 et 4 ; - la Figure 6 est une vue schématique d'une image après traitement des images des Figures 3 et 4. DESCRIPTION DETAILLEE On a représenté en Figure 1 de manière schématique un mode de réalisation d'un mammographe 1 selon l'invention. Le mammographe 1 comprend une source 10 de rayons X et un détecteur 9 de rayons X. La source 10 de rayons X est apte à émettre des rayons X 11 vers le 20 détecteur 9, pour la réalisation d'images mammographiques d'une patiente 6. Le mammographe 1 comprend une plaque supérieure 22, dite pelote de compression, et un bloc inférieur 23. La plaque supérieure 22 est mobile en translation verticale pour permettre de comprimer le sein 4 de la patiente 25 6 contre le bloc inférieur 23. Alternativement, ou en complément, le bloc inférieur 23 est mobile pour permettre la compression du sein 4. Le détecteur 9 comprend une surface de détection 15 tournée vers la source de rayons X, sous le sein 4 de la patiente 6. Le détecteur 9 est par exemple un capteur d'image à semi-30 conducteurs ou un capteur CCD. Ces types de détecteur sont donnés à titre d'exemples non limitatifs. Les rayons X émis par la source 10 rencontrent le sein 4 de la patiente 6, le détecteur 9 captant les rayons X transmis par le sein afin de réaliser une image mammographique. Il est possible de prévoir une grille anti-diffusante entre la source 10 et le détecteur 9, comprenant des lames d'absorption (« septa ») opaques aux rayons X, ce qui permet de filtrer les rayons indésirables diffusés par le sein de la patiente 6. Alternativement, ou en complément, une collimation entre la source 10 et le détecteur 9 peut être prévue. De manière classique, le mammographe 1 comprend 10 avantageusement une unité de contrôle 24, une unité de stockage 25, une unité d'affichage 26, et une unité de traitement 27. L'unité de contrôle 24 permet de contrôler l'acquisition en fixant plusieurs paramètres d'émission de rayons X par la source 10. L'unité de contrôle 24 commande également le déplacement de la source 10 et/ou du 15 détecteur 9, ainsi que leurs positions relatives. L'unité de contrôle 24 est typiquement un micro-ordinateur et/ou un processeur. L'unité de stockage 25 est connectée à l'unité de contrôle 24 pour l'enregistrement des paramètres et des images acquises. Il est possible de prévoir que l'unité de stockage 25 soit située à l'intérieur de l'unité de 20 contrôle 24 ou à l'extérieur. L'unité de stockage 25 peut être formée par un disque dur ou SSD, ou tout autre moyen de stockage amovible et réinscriptible (clés USB, cartes mémoires etc.). L'unité de stockage 25 peut notamment être une mémoire ROM/RAM de l'unité de contrôle 24, une clé USB, une carte 25 mémoire, une mémoire d'un serveur central, etc. L'unité d'affichage 26 est connectée à l'unité de contrôle 24 pour l'affichage des images acquises et/ou d'informations sur les paramètres de commande de l'acquisition. L'unité d'affichage 26 peut être par exemple un écran d'ordinateur, 30 un moniteur, un écran plat, un écran plasma ou tout autre type de dispositif d'affichage de type connu. Une telle unité d'affichage 26 permet à un praticien de visualiser et contrôler l'acquisition des images par le mammographe. Le mammographe comprend en outre de manière classique des moyens d'interaction pour un praticien, de type clavier. Le mammographe 1 comprend en outre une unité de traitement 27, apte à traiter les images selon le procédé de galactographie ultérieurement 5 décrit. L'unité de traitement 27 est typiquement un micro-ordinateur et/ou processeur, apte à communiquer avec l'unité de contrôle 24, l'unité de stockage 25 et l'unité d'affichage 26. Il est entendu que le découpage fonctionnel des différentes unités de 10 contrôle, d'affichage, de stockage et de traitement qui viennent d'être décrits peuvent être différents selon les modes de réalisation et les besoins. De manière avantageuse, la source 10 et/ou le détecteur 9 sont mobiles. Dans un mode de réalisation, la source 10 et/ou le détecteur 9 sont 15 déplaçables relativement l'un par à l'autre en différentes positions angulaires relatives, afin de réaliser une prise d'images mammographiques tridimensionnelles par tomosynthèse. Le déplacement relatif angulaire peut par exemple consister en un déplacement de la source 10 sur un arc de cercle, ou sur une ligne, ou toute autre trajectoire adaptée aux besoins. 20 Ceci permet d'obtenir une série d'images du sein, correspondant à une série de projections du sein selon différents angles. En général, le déplacement angulaire relatif connaît une amplitude limitée (comprise entre ±7° jusqu'à ±60°, ces valeurs étant données à titre non limitatif). A partir de cet ensemble d'images, on peut reconstruire un ensemble 25 d'images qui décrivent le volume du sein en utilisant des algorithmes de traitement d'image connus de l'homme du métier. L'invention est également applicable aux mammographes de type scanners dédiés à l'imagerie du sein. Avantageusement la source 10 et le détecteur 9 sont aptes à être 30 déplacés en rotation autour du sein de la patiente selon un angle généralement compris entre 0 et 360 degrés, pour la réalisation d'images mammographiques tridimensionnelles, comme dans un scanner. On décrira à présent différents modes de réalisation du procédé de galactographie selon l'invention, utilisant l'un ou l'autre des modes de réalisation du mammographe décrits précédemment. Préalablement au procédé de galactographie, un praticien repère 5 l'orifice galactophore à l'origine de l'écoulement au niveau du mamelon. Celui-ci dilate alors ledit orifice galactophore avec une aiguille ou une canule en mousse. Une fois l'orifice suffisamment dilatée, un produit de contraste, qui est atténuant aux rayons X, est injecté par cette aiguille ou canule. 10 Il peut par exemple s'agir d'une aiguille creuse d'un diamètre de l'ordre de 1 mm, ou tout autre instrument utilisé classiquement en galactographie. Le produit de contraste est en général un produit de contraste iodé hydrosoluble. 15 L'orifice galactophore est avantageusement bouché au moyen d'un bouchon à base de cire. Le sein 4 de la patiente 6 est alors positionné sur le bloc inférieur 23 comprenant le détecteur 9, puis le sein est mis sous compression au moyen de la pelote de compression 22. 20 La compression est suffisante pour que le sein de la patiente soit immobilisé pendant l'examen afin d'éviter une image floue, tout en laissant circuler le produit de contraste. A ce stade, un ou plusieurs canaux 5 galactophores du sein 4 de la patiente 6 comprend donc un produit de contraste préalablement injecté. 25 Comme illustré en Figure 2, le procédé de galactographie comprend une étape S1 consistant à émettre des rayons X vers le sein 4 de la patiente 6 pour la réalisation d'images 7 mammographiques, ledit sein 4 comprenant des canaux 5 galactophores dans lesquels un produit 8 de contraste a été préalablement injecté. 30 L'émission des rayons X est réalisée par la source 10 de rayons X du mammographe 1. Le procédé comprend également une étape S2 consistant à réaliser au moins une première image mammographique avec des rayons X présentant une première énergie El, et une étape S3 consistant à réaliser au moins une deuxième image mammographique avec des rayons X présentant une deuxième énergie E2. La première énergie El est supérieure à la deuxième énergie E2, ou 5 inversement (El>E2 ou El Comme on le sait, une image est représentée par une répartition spatiale d'intensités, qui sont le plus souvent des niveaux de gris. L'étape de traitement S4 comprend alors un traitement mathématique des intensités dans les premières et deuxièmes images, décrit ultérieurement. Comme explicité ci-après, diverses techniques de traitement peuvent être utilisées. Avantageusement, le procédé peut être appliqué dans le cas de prises d'images tridimensionnelles. Dans le cas d'une tomosynthèse, le procédé comprend une étape consistant à produire un déplacement angulaire relatif entre la source 10 et le détecteur 9, en des positions angulaires relatives différentes. Pour chaque position angulaire relative, le procédé comprend une étape consistant à réaliser au moins une première image mammographique avec des rayons X présentant une première énergie El, et au moins une deuxième image mammographique avec des rayons X présentant une deuxième énergie E2, la première énergie El étant supérieure à la deuxième énergie E2, ou inversement. Le procédé comprend également une étape consistant à traiter la première et la deuxième images pour chaque position angulaire relative, pour obtenir une pluralité d'images de la concentration du produit 8 de contraste dans le sein 4. Une autre étape consiste à appliquer un algorithme de reconstruction tridimensionnelle, connue de l'homme du métier, (par exemple les algorithmes « Filter Back Projection (FBP)» ou « Simultaneous Algebric Reconstruction Technique (SART) ») à la pluralité d'images de la concentration du produit réalisées en chaque position, pour obtenir une image de la concentration volumique du produit 8 dans le sein. On accède donc cette fois à la concentration en trois dimensions (volumique) du produit 8 dans le sein. De manière similaire, dans le cas d'une prise de vue de type scanner, le procédé comprend une étape consistant à produire une rotation simultanée de la source 10 et du détecteur 9 autour du sein 4 de la patiente 6, en diverses positions comprises entre 0 et 360° autour du sein 4. Pour chacune desdites positions, le procédé comprend une étape consistant à réaliser au moins une première image mammographique avec des rayons X présentant une première énergie El, et au moins une deuxième image mammographique réalisée avec des rayons X présentant une deuxième énergie E2, la première énergie El étant supérieure à la deuxième E2, ou inversement. Le procédé comprend également une étape consistant à traiter la première et la deuxième images pour chaque position, pour obtenir une pluralité d'images de la concentration du produit 8 de contraste dans le sein 4. Une autre étape consiste à appliquer un algorithme de reconstruction tridimensionnelle à la pluralité d'images de la concentration du produit réalisées en chaque position, pour obtenir une image de la concentration volumique du produit 8 dans le sein. On accède donc également à la concentration en trois dimensions du produit 8 dans le sein. L'avantage d'une prise d'images de type scanner par rapport à la tomosynthèse est la précision obtenue, notamment par l'obtention d'un volume de données sensiblement isotrope. Dans les deux cas ci-dessus, il est clair que la reconstruction tridimensionnelle peut être appliquée sur les images issues du traitement des images à basse et haute énergies (étape S4), ou inversement, être appliquée séparément aux images à basse et haute énergies, avant traitement selon l'étape S4. Dans le dernier cas, le traitement (étape S4) permettant de déterminer la concentration du produit est alors appliqué aux images tridimensionnelles. On décrira à présent divers modes de réalisation du procédé selon 30 l'invention. Des valeurs typiques pour l'énergie la plus faible (El ou E2 selon le cas) sont situées autour de 20keV, tandis que des valeurs typiques pour l'énergie la plus élevée (El ou E2 selon le cas) sont situées autour de 34keV. Ces valeurs sont données à titre d'exemple non limitatif. Il s'agit de valeurs situées de part et d'autre de l'énergie d'ionisation de l'iode (électron K). Au-dessus de cette énergie d'ionisation, l'iode présente un pic d'atténuation aux rayons X, qui le rend très visible à l'image. En-dessous de cette énergie d'ionisation, l'iode est moins visible. Il est entendu qu'il n'est pas obligatoire de choisir des énergies de part et d'autre de cette énergie d'ionisation. L'étape S2 consistant à réaliser la première image mammographique peut être réalisée via l'émission de rayons X à la première énergie El. Ceci peut être obtenu en contrôlant les paramètres d'émission de la source de rayons X (tension accélératrice entre l'anode et la cathode de la source de rayons X, intensité électrique appliquée au filament de la cathode, etc.). De même, l'étape S3 consistant à réaliser la deuxième image mammographique peut être réalisée via l'émission de rayons X à la deuxième énergie E2. Alternativement, la réalisation de la première et la deuxième images mammographiques comprend l'émission de rayons X dans une gamme d'énergies comprenant la première et la deuxième énergies El, E2, et le filtrage de l'énergie des rayons par l'intermédiaire de filtres disposés à la sortie de la source de rayonnement. Il est entendu que ceci est généralisable à N énergies E~,...EN. Alternativement, ou en complément, la réalisation de la première et la deuxième images mammographiques comprend l'émission de rayons X dans une gamme d'énergie comprenant la première et la deuxième énergies E1, E2, et la détection des rayons X par un détecteur 9 à rayons X du mammographe, configuré pour discriminer l'énergie desdits rayons X. Dans ce cas, le détecteur 9 est apte à discriminer l'énergie ou la gamme d'énergie des rayons X émis par la source 10 vers le détecteur 9, pour la réalisation d'images mammographiques à différentes énergies d'émission de rayons X. Ainsi, c'est le détecteur 9 qui joue le rôle de filtre en fonction de l'énergie des rayons X. Ce type de détecteur 9 repose en général sur une technologie à comptage de photons, comprenant la capacité de discriminer l'énergie des photons et la création d'un signal électrique corrélé à l'énergie desdits photons. On obtient bien au final au moins une première image à l'énergie El et au moins une deuxième image à l'énergie E2. Avantageusement, le procédé comprend les étapes consistant à réaliser une pluralité d'images avec des rayons X présentant une énergie (El, E2, .... EN) différente d'une image à l'autre. On obtient par exemple N images avec N énergies différentes. Par conséquent, on peut mieux caractériser les différents types de tissus présents dans le sein, et donc en déduire avec plus de précision la concentration du produit de contraste. Alternativement, on peut obtenir plusieurs images à la même énergie. On décrira à présent diverses techniques de traitement des images prises par le mammographe 1, permettant d'obtenir la concentration du produit de contraste dans l'image. Le principe général de cette étape S4 de traitement repose sur le fait que la matière présente un coefficient d'atténuation différent selon le type de matière, la concentration de matière, et l'énergie des rayons X. Ainsi, en prenant des images à des énergies de rayons X différentes, on peut éliminer à l'image par un traitement approprié les tissus qui ne sont généralement pas utiles en galactographie, comme les tissus mous, et garder uniquement le produit de contraste, qui caractérise les canaux galactophores. On obtient donc une image de la concentration du produit de contraste, qui permet d'avoir des informations sur la répartition des canaux galactophores, leurs dimensions, leur arborescence, la qualité desdits canaux, etc. Ce traitement mathématique repose plus précisément sur les considérations suivantes. Les éléments suivants sont notamment visibles dans les images prises par le mammographe : les tissus mous 20, comprenant une variété de tissus différents comme les tissus adipeux et fibro-glandulaires, ainsi que le produit 8 de contraste introduit dans les canaux 5 galactophores. Dans l'image réalisée avec des rayons X de faible énergie, (par exemple l'énergie E1, en Figure 3), apparaissent le produit de contraste 8, et les tissus mous 20. Toutefois, le produit de contraste 8 sera moins visible que dans une image réalisée avec des rayons X de haute énergie. De plus, on note que le contraste entre les différents types de tissus mous 20 est élevé. Dans l'image réalisée avec des rayons X de haute énergie, (par 10 exemple l'énergie E2>El, en Figure 4), on pourra également distinguer le produit de contraste 8, et les tissus mous 20. Dans ce cas, le produit de contraste 8 sera fortement visible étant donné que le produit de contraste 8 connaîtra un pic d'atténuation à haute énergie. A contrario, le contraste entre les différents types de tissus mous 15 sera plus faible. En effectuant une combinaison mathématique des intensités de ces images, on peut alors « éliminer » sélectivement les tissus mous 20 ou le produit de contraste 8 à l'image, comme représentés en Figures 5 et 6. Diverses modélisations mathématiques existent. 20 L'atténuation des rayons X par la matière pouvant être décrite par la loi de Beer-Lambert, si l'on suppose que les rayons X incidents ont une énergie parfaitement monochromatique, on obtient une relation de type 1=10 exp(-µ.L), avec 1 l'intensité des rayons X perçue par le détecteur, Io l'intensité de rayons X émise par la source, p le coefficient d'atténuation de 25 la matière présente dans le sein, et L l'épaisseur traversée du matériau imagé que l'on suppose uniforme par souci de simplification. On a alors accès à l'épaisseur radiologique µ.L en appliquant une transformation logarithmique µ.L = Ln(Io/I) sur les intensités 1 de l'image. Lorsque deux images sont acquises à basse et haute énergies El, 30 E2, cette relation permet d'accéder aux mesures des niveaux de gris GEL et GE2 dans l'image, respectivement par transformation logarithmique sur les intensités des images acquises à basse et haute énergies El, E2. On obtient ainsi un système de deux équations linéaires dont les deux inconnues sont les épaisseurs L; et Lt du produit de contraste et des tissus mous respectivement. Lem ) = µl (El ).Li + µt (El) Lz Ln(GE2 ) = µl (E2 ).LZ + µt (E2) Lz Connaissant les valeurs des coefficients d'atténuation µz du produit de contraste et µt des tissus mous pour les énergies El et E2 respectivement, ce système d'équations est facilement résoluble, et permet donc d'accéder à la concentration du produit de contraste dans le sein 10 (directement liée à l'épaisseur « L; » du produit de contraste). Dans le cas d'une image en deux dimensions, il s'agit d'une concentration surfacique (exemple d'unité : mg/cm2). Dans le cas d'une image en trois dimensions (tomosynthèse, scanner), il s'agit d'une concentration volumique (exemple d'unité : mg/cm3). 15 Dans un modèle plus perfectionné, on suppose que l'énergie des rayons X n'est pas parfaitement monochromatique, ce qui induit un système d'équations non linéaire. Une méthode de résolution consiste à trouver une fonction f calibrée pour que xproduit = f(In(GEI),In(GE2)), où xproduit est l'épaisseur de produit de 20 contraste, GEL le niveau de gris (intensité) de l'image à basse énergie El, et GE2Ie niveau de gris (intensité) de l'image à haute énergie E2. Il s'agit donc de déterminer une fonction liant l'épaisseur ou de manière équivalente la concentration du produit aux logarithmes des intensités de la première et de la deuxième images, ou de la pluralité 25 d'images d'énergies différentes. Cette fonction peut être déterminée par simulation numérique ou par expérimentation. En général, une calibration ou une modélisation par simulation numérique pour différentes valeurs connues de concentration et de 30 répartition du produit de contraste, et différentes valeurs connues de concentration et de répartition des tissus mous permet de disposer de valeurs de référence, à partir desquels on détermine la fonction f. En effet, connaissant le niveau de gris induit par une répartition connue de la concentration du produit de contraste et d'une répartition connue des tissus mous, on peut estimer la fonction f la plus adéquate. Dans un mode de réalisation avantageux, on utilise une approximation quadratique des fonctions In(GEI) et In(GE2), de type : xproduit - ao + al In GE1 + a2 In GE2 + a3 (In GE1)2 + a4 (In GE2)2 + as In GEl In GE2 Dans ce cas, les coefficients a; sont à estimer. De manière générale, comme le comprend l'homme du métier, il est possible d'appliquer les traitements précédemment décrits au cas où l'on prend une pluralité d'images à des énergies (El, E2, .... EN) différentes. Il s'agit alors de déterminer f, de sorte que : xproduit = f(In(GEI), In(GEN)). Comme on le comprend, les résultats sur la concentration du produit de contraste sont plus précis lorsqu'on dispose de plusieurs images à différentes énergies. Enfin, l'invention concerne également un produit programme d'ordinateur comprenant des instructions pour le contrôle du mammographe pour l'exécution du procédé précédemment décrit. Ce programme permet d'exécuter les instructions pour le contrôle de l'émission des rayons X, l'obtention des images à différentes énergie, et le traitement approprié des images obtenues, selon le procédé de l'invention. Le programme d'ordinateur est avantageusement chargé dans l'unité de traitement du mammographe. Grâce au procédé selon l'invention, on peut mieux caractériser les canaux galactophores, ce qui améliore grandement les procédés de 25 galactographie actuels. En particulier, l'invention permet de mieux différencier les canaux galactophores des tissus mous du sein, en réduisant ou en éliminant la superposition des tissus mous et des canaux galactophore opacifiés, ce qui est crucial pour un praticien. 30 De plus, le procédé de galactographie selon l'invention est plus rapide, et ne nécessite pas d'injections au cours de la prise d'images du sein de la patiente. Ceci permet notamment de disposer d'un procédé de galactographie plus simple à mettre en oeuvre. Enfin, un autre avantage de l'invention est de proposer un procédé de galactographie permettant d'obtenir une vision plus fine de la répartition des 5 tissus et canaux dans le sein. L'invention est donc très avantageuse pour les praticiens et les personnes mettant en oeuvre des techniques de galactographie. On notera que la galactographie avait tendance à être délaissée par le milieu médical, pour son manque de précision et de performance. Le procédé selon 10 l'invention permet d'améliorer grandement les procédés de galactographie connus à ce jour. 15 REVENDICATIONS1. Procédé de galactographie dans un mammographe (1), comprenant les étapes consistant à : - émettre (S1) des rayons X vers le sein (4) d'une patiente (6) pour la réalisation d'images (7) mammographiques, ledit sein (4) comprenant des canaux (5) galactophores dans lesquels un produit (8) de contraste a été préalablement injecté, - réaliser (S2) au moins une première image mammographique avec 10 des rayons X présentant une première énergie El, - réaliser (S3) au moins une deuxième image mammographique avec des rayons X présentant une deuxième énergie E2, la première énergie El étant supérieure à la deuxième E2, ou inversement, 15 - traiter (S4) la première et la deuxième images, pour obtenir une image de la concentration du produit (8) de contraste dans le sein (4), et ainsi caractériser les canaux (5) galactophores dudit sein (4). 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel : 20 - l'étape consistant à réaliser la première image mammographique comprend l'émission de rayons X à une première énergie E1, et - l'étape consistant à réaliser la deuxième image mammographique comprend l'émission de rayons X à une deuxième énergie E2. 25 3. Procédé selon l'une des revendications 1 ou 2, dans lequel l'étape consistant à réaliser la première et la deuxième images mammographiques comprend l'émission de rayons X dans une gamme d'énergie comprenant la première et la deuxième énergies E1, E2, et la détection des rayons X par un détecteur (9) à rayons X du mammographe, configuré pour discriminer 30 l'énergie desdits rayons X. 4. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, comprenant les étapes consistant à réaliser une pluralité d'images avec des rayons X présentant une énergie (El, E2, .... EN) différente d'une image à l'autre. 5. Procédé selon l'une des revendications 1 à 4, dans lequel le mammographe (1) comprend une source (10) de rayons X et un détecteur (9) de rayons X, et comprenant les étapes consistant à : - produire un déplacement angulaire relatif entre la source (10) et le détecteur (9), en des positions angulaires relatives différentes, - pour chaque position angulaire relative, réaliser au moins une première image mammographique avec des rayons X présentant une première énergie El, et au moins une deuxième image mammographique avec des rayons X présentant une deuxième énergie E2, la première énergie El étant supérieure à la deuxième énergie E2, ou inversement, et - traiter (S4) la première et la deuxième images pour chaque position angulaire relative, pour obtenir une pluralité d'images de la concentration du produit (8) de contraste dans le sein (4) 6. Procédé selon l'une des revendications 1 à 4, dans lequel le 20 mammographe (1) comprend une source (10) de rayons X et un détecteur (9) de rayons X, et comprenant les étapes consistant à : - produire (S7) une rotation simultanée de la source (10) et du détecteur (9) autour du sein (4) de la patiente, en diverses positions comprises entre 0 et 360° autour du sein (4) de la patiente, 25 - pour chacune desdites positions, réaliser au moins une première image mammographique avec des rayons X présentant une première énergie El, et au moins une deuxième image mammographique réalisée avec des rayons X présentant une deuxième énergie E2, la première énergie El étant supérieure à la deuxième E2, ou inversement, et 30 - traiter (S4) la première et la deuxième images pour chaque position, pour obtenir une pluralité d'images de la concentration du produit (8) de contraste dans le sein (4). 7. Procédé selon l'une des revendications 5 ou 6, comprenant une étape consistant à appliquer un algorithme de reconstruction tridimensionnelle à la pluralité d'images de la concentration du produit réalisées en chaque position, pour obtenir une image de la concentration volumique du produit (8) dans le sein. 8. Procédé selon l'une des revendications 1 à 7, dans lequel l'étape de traitement comprend la détermination d'une fonction liant la concentration du produit aux logarithmes des intensités de la première et de la deuxième images, ou de la pluralité d'images d'énergies différentes. 9. Produit programme d'ordinateur comprenant des instructions pour le contrôle d'un mammographe pour l'exécution du procédé selon l'une des revendications 1 à 8. 10. Mammographe comprenant : - une source (10) de rayons X, - un détecteur (9) de rayons X, et - une unité de traitement (27), ledit mammographe étant caractérisé en ce que l'unité de traitement comprend un programme d'ordinateur apte à contrôler le mammographe pour l'exécution du procédé selon l'une des revendications 1 à 8.