FR2932298A1 - Procede de traitement d'une image radiologique d'un organe - Google Patents

Abstract

L'invention concerne un procédé de traitement d'une image radiologique d'un organe comprenant des étapes de : - génération d'une image recombinée (R) à partir d'au moins une image basse énergie (L) et 'une image haute énergie (H) préalablement acquises d'une partie de l'organe, l'image recombinée comprenant d'une part une ou plusieurs zones correspondant à la présence d'un agent de contraste dans l'organe et d'autre part une zone d'arrière-plan, - correction de l'image recombinée (R) par compensation (C) des non-uniformités présentes dans la zone d'arrière-plan, de manière à obtenir une image recombinée compensée dans laquelle la zone d'arrière-plan présente un niveau de gris sensiblement uniforme.

Description

DOMAINE DE L'INVENTION L'invention concerne un procédé de traitement d'images 5 radiologiques, et en particulier d'images mammographiques.

ETAT DE LA TECHNIQUE Dans le domaine de la radiologie, et plus particulièrement en 10 mammographie, on connait des techniques d'acquisition d'images appelées double énergie . Ces techniques consistent à injecter un agent de contraste (par exemple à base d'iode) dans des tissus d'une région du corps à imager (par exemple un sein) puis à acquérir successivement deux images appelées image basse énergie et image haute énergie . Les 15 images basse et haute énergie sont acquises en exposant la région du corps à des rayonnements (rayons X) présentant des spectres ou gammes d'énergie différents. Comme illustré sur la figure 1, l'agent de contraste présente en effet un saut K d'énergie (référence 20) correspondant à un accroissement 20 soudain du coefficient d'atténuation des photons se produisant pour une énergie des photons égale à l'énergie de liaison des électrons de la couche K des atomes de l'agent de contraste interagissant avec les photons. Les agents de contraste couramment utilisés tels que l'iode et le baryum présentent par exemple des sauts K respectifs pour l'absorption des rayons 25 X respectivement à 33,2 keV et 37,4 KeV. L'image basse énergie est acquise en exposant la région à imager à un rayonnement dont l'énergie est inférieure au saut K de l'agent de contraste, tandis que l'image haute énergie est acquise en exposant la région à imager à un rayonnement dont l'énergie est supérieure au saut K de l'agent de contraste. 30 Dans l'image basse énergie, l'atténuation des rayonnements par l'agent de contraste injecté est relativement faible et l'image obtenue montre un fort contraste entre les tissus adipeux et glandulaires. En comparaison, l'image haute énergie montre une atténuation plus importante des rayonnements par l'agent de contraste de sorte que l'image haute énergie présente un plus grand contraste entre l'agent de contraste et les tissus environnants. Afin de permettre une meilleure visualisation des zones de l'organe contenant de l'agent de contraste, les images basse et haute énergies sont recombinées pour produire une image fonctionnelle recombinée faisant ressortir les zones de tissus marquées par l'agent de contraste. L'opération de recombinaison vise à obtenir une image fonctionnelle recombinée sur laquelle apparaissent d'une part une ou plusieurs zones dans lesquelles l'agent de contraste est présent, notamment des zones de lésion, et d'autre part une zone d'arrière-plan présentant un niveau de gris uniforme. En mammographie numérique à contraste amélioré double énergie (Dual-energy contrast-enhanced digital mammography û DE CEDM) ou angio-mammographie numérique, le sein d'une patiente est comprimé afin de présenter une épaisseur la plus constante possible. Puis, deux images sont acquises successivement, en soumettant la zone du corps à des rayonnements présentant des spectres ou gammes d'énergie différents. Les images basse énergie et haute énergie obtenues sont recombinées pour obtenir une image fonctionnelle recombinée de l'agent de contraste. De manière similaire, en tomosynthèse du sein numérique à contraste amélioré double énergie (Dual energy contrast-enhanced digital breast tomosynthesis û DE CEDBT) ou angio-tomosynthèse numérique du sein, le sein d'une patiente est comprimé, et des séquences d'images projectives basse énergie et haute énergie sont acquises en déplaçant la source de rayonnement en des positions différentes. Cette opération peut être réalisée en acquérant successivement une image projective basse énergie et une image projective haute énergie à chaque position de la source, ou en acquérant en premier lieu une séquence d'images projectives basse énergie pour différentes positions de la source puis en second lieu une séquence d'images projectives haute énergie pour différentes positions de la source. Pour chaque position angulaire de la source, les images basse énergie et haute énergie correspondantes sont recombinées de manière à obtenir une séquence d'images recombinées. L'opération de recombinaison peut consister en une soustraction sous la forme : xs =log(xh)ûR•log(xi) où xs est le niveau de gris d'un pixel de l'image recombinée, xh est le niveau de gris d'un pixel de l'image haute énergie, xi est le niveau de gris d'un pixel de l'image basse énergie. Dans l'hypothèse où les spectres d'énergie des rayonnements haute et basse énergie utilisés pour l'acquisition des images sont mono-énergétiques, l'ajustement du paramètre R permet en théorie de supprimer (ou soustraire) les données associés aux tissus de l'organe et de ne conserver que les données relatives à l'agent de contraste. Cependant, en pratique, cette technique de recombinaison ne convient pas lorsque les spectres d'énergie des rayonnements utilisés ne sont pas mono-énergétiques. En particulier, la soustraction logarithmique conduit à l'obtention d'une image recombinée présentant dans la zone d'arrière-plan des non-uniformités dues à la répartition des tissus glandulaires et adipeux dans le sein.

Par ailleurs, d'autres facteurs sont également la cause de variations de niveaux de gris apparaissant dans l'image recombinée. En effet, malgré une mise en compression, le sein ne présente pas une épaisseur uniforme. Plus précisément, le sein comprend une partie comprimée (partie intérieure) présentant une épaisseur sensiblement uniforme et une partie non comprimée (partie de bordure), dans laquelle l'épaisseur du sein décroît très rapidement. Les variations d'épaisseur du sein ainsi que les variations de composante de diffusion des tissus à proximité de la bordure du sein créent des variations de niveaux de gris apparaissant dans la zone d'arrière-plan de l'image recombinée. La décroissance d'épaisseur du sein à proximité de la bordure du sein a pour effet d'accroître les valeurs de niveaux de gris dans les images basse énergie et haute énergie lorsqu'on approche la bordure du sein. Cette augmentation des niveaux de gris résulte en une décroissance des valeurs de niveaux de gris dans l'image recombinée. Comme l'image recombinée est une image où les valeurs de niveaux de gris sont proportionnelles à l'épaisseur d'agent de contraste, cette décroissance est interprétée comme une diminution de la présence de l'agent de contraste à proximité de la bordure du sein. A l'inverse, la décroissance de la composante de diffusion à proximité de la bordure du sein a pour effet de diminuer les niveaux de gris dans les images basse énergie et haute énergie lorsqu'on approche la bordure du sein. Cette diminution des niveaux de gris est interprétée dans l'image recombinée comme une augmentation de la présence de l'agent de contraste à proximité de la bordure du sein. D'autres facteurs, tels qu'un effet talon de l'anode de la source du dispositif d'acquisition, qui créent des variations de distribution spectrale dans le faisceau de rayonnement produit par la source, peuvent également causer des variations de niveaux de gris dans la zone d'arrière-plan de l'image recombinée. Ces variations de niveau de gris sont gênantes pour le radiologue car elles rendent difficile la visualisation de la partie de bordure du sein sans changer le niveau de fenêtrage utilisé pour visualiser l'intérieur du sein (i.e. la zone comprimée du sein). En outre, ces variations de niveau de gris risquent d'être interprétées comme des signes de la présence d'agent de contraste et de 25 conduire à des erreurs d'interprétation de l'image.

PRESENTATION DE L'INVENTION Un but de l'invention est de produire une image recombinée 30 présentant une qualité améliorée, c'est-à-dire dans laquelle les non-uniformités de la zone d'arrière-plan ont été atténuées, voire éliminées.

Ce problème est résolu dans le cadre de la présente invention grâce à un procédé de traitement d'une image radiologique d'un organe comprenant des étapes de : - génération d'une image recombinée à partir d'au moins une image basse énergie et une image haute énergie préalablement acquises d'une partie de l'organe, l'image recombinée comprenant d'une part une ou plusieurs zones correspondant à la présence d'un agent de contraste dans l'organe et d'autre part une zone d'arrière-plan, - correction de l'image recombinée par compensation des non-10 uniformités présentes dans la zone d'arrière-plan, de manière à obtenir une image recombinée compensée dans laquelle la zone d'arrière-plan présente un niveau de gris sensiblement uniforme. Selon ce procédé, l'étape de correction est réalisée après l'étape de 15 recombinaison, ce qui permet d'éliminer les non-uniformités dues aux variations de diffusion qui apparaissent du fait de la recombinaison des images basse et haute énergie. On notera que ce résultat ne pourrait être obtenu par une compensation individuelle opérée dans chacune des images basse et haute 20 énergie, avant l'étape de recombinaison. Le procédé permet d'obtenir une image recombinée présentant une bonne qualité esthétique, et permet potentiellement de mieux détecter d'éventuelles lésions et de mieux quantifier la répartition de l'agent de contraste. 25 De préférence, l'étape de correction de l'image recombinée comprend l'application à l'image recombinée d'une image de compensation pour compenser les non-uniformités présentes dans la zone d'arrière-plan. Cette application consiste en une addition ou une multiplication pixel à pixel de l'image recombinée et de l'image de compensation. 30 Cependant, l'étape de correction de l'image recombinée peut comprendre l'application d'autres traitements de compensation, tels que par exemple l'application d'un filtre linéaire ou non linéaire permettant d'éliminer les non-uniformités présentes dans la zone d'arrière-plan.

Dans une mise en oeuvre de l'invention, le procédé comprend une étape de : - génération d'une image recombinée filtrée par extraction de composantes spatiales basses fréquences de l'image recombinée, - génération de l'image de compensation à partir de l'image recombinée filtrée. Le filtrage des basses fréquences découle du constat que les non-uniformités dues aux variations de diffusion dans l'image recombiné correspondent à des composantes basses fréquences tandis que les lésions, dans lesquelles l'agent de contraste s'est accumulé, correspondent à des composantes de plus hautes fréquences. Plus précisément, l'étape de génération d'une image de compensation comprend une sous-étape de : - détermination d'un niveau de gris d'arrière-plan à partir d'un 15 histogramme de l'image recombinée, - calcul de l'image de compensation comme la différence entre une image uniforme présentant le niveau de gris déterminé et l'image compensée filtrée. L'image de compensation est ainsi calculée comme l'image 20 complémentaire de l'image recombinée pour obtenir un niveau de gris uniforme dans tout le sein. La sous-étape de détermination d'un niveau de gris d'arrière-plan comprend la détection à partir d'un histogramme de l'image recombinée d'un pic de pixels présentant le niveau de gris. 25 En outre, dans un mode de réalisation de l'invention, l'étape de génération d'une image recombinée comprend une opération de recombinaison sous une forme polynomiale : y = Lai, j . p(xl )' .(p(xh )' où y est le niveau de gris d'un pixel de l'image recombinée (R), 30 xi est le niveau de gris d'un pixel de l'image basse énergie (L), xh est le niveau de gris d'un pixel de l'image haute énergie (H ), cp est une fonction associant à des valeurs de niveau de gris acquises une épaisseur radiologique, i et j sont des entiers, et ai,] sont des paramètres prédéterminés de recombinaison.

Les paramètres de recombinaison ai,] peuvent être des paramètres prédéterminés, qui dépendent de conditions d'acquisition des images basse énergie et haute énergie. En particulier, les paramètres de recombinaison dépendent d'une épaisseur de compression de l'organe imagé et de spectres énergétiques de rayonnements basse et haute énergie auxquels a été soumis l'organe lors de l'acquisition. En outre, les paramètres de recombinaison sont déterminés au préalable à partir de points de référence, les points de référence étant obtenus expérimentalement par calibrage d'un dispositif d'acquisition à l'aide d'un fantôme simulant plusieurs compositions de tissus et plusieurs épaisseurs d'agent de contraste, ou par calcul à partir d'un modèle mathématique, en faisant varier une composition de tissu et une épaisseur de l'agent de contraste, et en maintenant les conditions d'acquisition constantes.

De préférence, l'étape de génération d'une image recombinée comprend une opération de recombinaison sous une forme polynomiale du second degré du type : y = a00 +a1,0 . p(xj)+a0,1 .(p(xh)+al,1 .(p(xI).(p(xh)+a2,0 .(p(xi )2 +a0,2 .(P(xh )2 où la fonction cp est une fonction logarithmique. 25

PRESENTATION DES FIGURES D'autres caractéristiques et avantages ressortiront encore de la description qui suit, laquelle est purement illustrative et non limitative, et doit 30 être lue en regard des figures annexées, parmi lesquelles : - la figure 1 déjà commentée est un diagramme représentant de manière schématique un coefficient d'absorption d'un agent de contraste en fonction de l'énergie du rayonnement, - la figure 2 représente de manière schématique un dispositif 5 d'acquisition et de traitement d'image mammographique conforme à un mode de réalisation de l'invention, - la figure 3 est un diagramme représentant de manière schématique un niveau de gris dans une image recombinée d'un sein mis en compression en fonction de la distance à la cage thoracique, 10 - la figure 4 est un histogramme représentant de manière schématique les niveaux de gris observés dans une image recombinée après segmentation, - la figure 5 représente de manière schématique l'évolution des diagrammes des images au cours de différentes étapes de traitement de 15 l'image recombinée, - la figure 6 représente de manière schématique des étapes d'un procédé de traitement d'image conforme à un mode de mise en oeuvre de l'invention, - la figure 7 représente de manière schématique une table de points 20 de référence de valeurs de niveau de gris, établie selon une échelle logarithmique, pour des conditions d'acquisitions données des images basse et haute énergies.

25 DESCRIPTION DETAILLEE D'UN MODE DE REALISATION La figure 2 représente de manière schématique un dispositif 10 d'acquisition et de traitement d'image mammographique. Le dispositif 10 comprend une source 11 apte à émettre des rayons X 18, un détecteur 12 numérique apte à recevoir et détecter les rayons émis 30 par la source 11, et une unité de traitement 13 apte à commander la source 11 et à recevoir et traiter des images acquises par le détecteur 12. Un sein 15 d'une patiente est disposé entre la source 11 et le détecteur 12.

Le dispositif 10 comprend également une plaque de compression 14 pour mettre en compression le sein 15 afin que le sein présente une partie comprimée d'épaisseur sensiblement constante. Le sein 15 a reçu préalablement une injection d'un agent de contraste. Le sein 15 comprend une zone 16 de tissus dépourvue d'agent de contraste et une ou plusieurs zone(s) 17 de tissus dans lesquelles l'agent de contraste s'est accumulé. L'unité de traitement 13 est apte à commander la source 11 pour faire varier le spectre d'énergie du rayonnement 18 émis par la source 11.

En particulier, l'unité de traitement 13 est apte à commander la source 11 pour qu'elle émette un rayonnement basse énergie, dont l'énergie moyenne est inférieure au saut K de l'agent de contraste ou un rayonnement haute énergie, dont l'énergie moyenne est supérieure au saut K de l'agent de contraste.

Le détecteur 12 est apte à recevoir le rayonnement émis par la source, après que celui-ci ait traversé les tissus du sein 15. Le détecteur 12 génère une image sous la forme de données comprenant un ensemble de pixels et pour chaque pixel un niveau de gris associé. Le niveau de gris est représentatif de l'atténuation des rayons X ayant traversé les tissus du sein.

Le détecteur 12 est apte à transmettre à l'unité de traitement 13 l'image ainsi acquise. L'unité de traitement 13 est programmée pour recevoir les images basse énergie et haute énergie acquises et exécuter un procédé de traitement pour générer une image recombinée à partir des images basse énergie et haute énergie acquises. L'unité de traitement 13 peut également être programmée pour commander l'affichage sur un écran de l'image recombinée générée, afin qu'un radiologue puisse visualiser l'image recombinée. On remarque sur la figure 2 que le sein 15 comprend une partie comprimée (partie intérieure) présentant une épaisseur e sensiblement constante et une partie non comprimée (partie de bordure, la plus éloignée de la cage thoracique), dans laquelle l'épaisseur du sein décroît très rapidement.

La figure 6 représente de manière schématique des étapes d'un procédé de traitement d'image mis en oeuvre par l'unité de traitement 13. Une image basse énergie L et une image haute énergie H du sein de la patiente ont été préalablement acquises au cours d'un procédé d'acquisition.

En outre, on suppose que l'on connait l'épaisseur e de compression du sein et les spectres des rayonnements basse énergie et haute énergie émis par la source lors de l'acquisition des images L et H.

L'unité de traitement 13 exécute les étapes suivantes : Selon une première étape 21, l'image basse énergie L et l'image haute énergie H sont recombinées pour obtenir une image composite recombinée R .

L'image recombinée R est calculée sous la forme :

y = Lai, j . p(xl )' .(p(xh )' i, j où y est le niveau de gris d'un pixel de l'image composite recombinée R , représentatif d'une épaisseur de l'agent de contraste, xi est le niveau de gris d'un pixel de l'image basse énergie L, xh est le niveau de gris d'un pixel de l'image haute énergie H, cp est une fonction associant à des valeurs de niveau de gris acquises une épaisseur radiologique, i et j sont des entiers. Les paramètres ai,] de recombinaison sont des paramètres prédéterminés, associés aux conditions de l'acquisition, telles que notamment l'épaisseur de compression du sein et les spectres énergétiques 25 des rayonnements basse et haute énergie émis par la source. L'unité de traitement sélectionne une série de paramètres ai,] de recombinaison en fonction de l'épaisseur e de compression du sein, des spectres énergétiques des rayonnements basse et haute énergie émis par la source, ainsi que d'un paramètre de correction de l'épaisseur de 30 compression 6 f .

Le paramètre 6 f est obtenu par analyse de l'histogramme de l'image basse énergie. Un procédé d'obtention et d'application d'un paramètre de correction d'épaisseur est décrit par exemple dans le document EP 1 113 392 Al.

Les paramètres ai ,j de recombinaison ont été préalablement déterminés à partir d'une série de points de référence (y,xi,xh) similaire à celle de la figure 7. Les points de référence (y,xi,xh) peuvent être déterminés soit expérimentalement par calibrage du dispositif d'acquisition à l'aide d'un fantôme simulant plusieurs compositions de tissus et plusieurs épaisseurs d'agent de contraste, soit par calcul à partir d'un modèle mathématique. La série de points de référence (y,xi,xh) est établie en faisant varier une composition de tissu et une épaisseur de l'agent de contraste, et en maintenant les paramètres d'acquisition et l'épaisseur du tissu constants.

Dans le cas où un modèle mathématique est utilisé, le modèle simule la génération d'un spectre d'énergie de rayons X étant donné un potentiel (kVp) et des valeurs de paramètres représentatives de la composition matérielle de la source de rayonnement. Par exemple, on suppose que les données dans la table de la figure 7 soient générées en fonction des valeurs suivantes de spectre d'énergie : Mo/Mo 25kV, 100 mAs pour l'acquisition basse énergie et Mo/Cu 49 kV, 160 mAs pour l'acquisition haute énergie. Le modèle simule la génération du spectre de rayons X en recevant en entrée ou en calculant un nombre de photons générés dans les spectres basse et haute énergie. Le modèle simule également l'atténuation des spectres d'énergie des rayons X à travers divers tissus d'épaisseurs variées de la zone imagée (par exemple en supposant une épaisseur de 40 mm), et simule la transformation du spectre d'énergie des rayons X en valeur de niveau de gris des pixels détectés par le détecteur. En utilisant ce modèle mathématique de simulation, les points de référence (y,xi,xh) de la figure 7 peuvent être déterminés.

Les coefficients ai,j de recombinaison sont déterminés au moyen d'une analyse de régression linéaire de la série de points de référence (Y,xl,xh)• Dans une mise en oeuvre préférée de l'invention, l'image 5 recombinée R est calculée sous la forme d'une équation polynomiale du second ordre : y = a0 0 + a1,0 . (p (x/) + a0,1 . (p (xh) + al,1 . (p (xl) . (p (xh) + a2,0 . (P (xl )2 + a0,2 . (P (xh )2 La fonction cp est typiquement une fonction logarithmique. La partie ao 0 + a1,o . cp(xl )+ ao,1 . cp(xh) de cette équation mathématique représente de 10 manière générale un modèle mathématique pour une soustraction logarithmique. D'autres équations polynomiales d'ordre supérieur pourraient également être utilisées. La figure 3 représente de manière schématique un niveau de gris dans l'image recombinée du sein en fonction de la distance à la cage 15 thoracique. On observe que l'image recombinée présente un niveau de gris sensiblement constant dans la partie comprimée du sein la plus proche de la cage thoracique et un niveau de gris qui décroît très rapidement dans la partie de bordure du sein à mesure que l'on s'éloigne de la cage thoracique. 20 En outre, la partie comprimée présente des zones localisées de niveau de gris maximal correspondant à la présence d'agent de contraste. Par ailleurs, on observe également une augmentation de niveau de gris au niveau de la transition entre la partie comprimée et la partie non-comprimée du sein. Cet artéfact résulte d'un effet de coupelle ( cupping artefact ) due à une 25 modification de la diffusion du rayonnement dans la partie de bordure du sein. Selon une deuxième étape 22, l'image recombinée R est segmentée pour ne conserver qu'une zone de l'image dans laquelle apparaît le sein.

A cet effet, une image de masquage est déterminée à partir de l'image basse énergie, puis l'image de masquage est appliquée à l'image recombinée. L'image recombinée segmentée résultante ne contient qu'une zone 5 où apparait l'intérieur du sein. La figure 4 est un histogramme de l'image recombinée segmentée représentant le nombre de pixels dans l'image recombinée segmentée en fonction du niveau de gris. On observe un premier pic pour un niveau de gris nul, correspondant aux pixels de l'image situés en dehors du sein et un 10 deuxième pic pour un niveau de gris G correspondant au niveau de gris de la zone comprimée du sein ne contenant pas d'agent de contraste. Selon une troisième étape 23, l'image recombinée segmentée est filtrée au moyen d'un filtre passe-bas apte à sélectionner les composantes spatiales basses fréquences de l'image. L'image basse fréquence obtenue 15 PB ne contient que les variations progressives d'épaisseur. Cette étape est basée sur l'hypothèse que les variations de niveau de gris dues aux variations de diffusion correspondent à des composantes basses fréquences de l'image tandis que les lésions, dans lesquelles l'agent de contraste s'est accumulé, correspondent à des composantes de plus 20 hautes fréquences. Par conséquent, l'image recombinée filtrée PB contient uniquement les variations de niveaux de gris dues aux variations d'épaisseur et de diffusé dans le sein. Selon une quatrième étape 24, une image de compensation C est générée. 25 L'image de compensation est calculée comme la différence entre une image présentant un niveau de gris uniforme G et l'image recombinée filtrée PB. C=GûPB où G est le niveau de gris associé au plus grand nombre de pixels de 30 l'image recombinée. Le niveau de gris G est déterminé à partir de l'histogramme de l'image recombinée représenté sur la figure 4.

L'image de compensation C est ainsi calculée comme l'image complémentaire de l'image recombinée filtrée PB pour obtenir un niveau de gris égal à G dans tout le sein. Selon une cinquième étape 25, l'image de compensation C est appliquée à l'image recombinée R . Plus précisément, l'image de compensation est additionnée à l'image recombinée, de manière à obtenir une image finale recombinée compensée : Image finale compensée = R+ C La figure 5 montre l'évolution des diagrammes des images au cours 10 de différentes étapes de traitement de l'image recombinée. L'image finale recombinée compensée comprend une ou plusieurs zones de niveau de gris maximal correspondant à la présence d'un agent de contraste et une zone d'arrière-plan présentant un niveau de gris G uniforme, y compris à proximité de la bordure du sein. L'effet de diffusé 15 présent dans l'image recombinée initiale a été supprimé dans l'image recombinée finale.

Claims (11)

1. REVENDICATIONS1. Procédé de traitement d'une image radiologique d'un organe (15) comprenant des étapes de : - génération d'une image recombinée (R) à partir d'au moins une image basse énergie (L) et une image haute énergie (H) préalablement acquises d'une partie de l'organe, l'image recombinée comprenant d'une part une ou plusieurs zones correspondant à la présence d'un agent de contraste dans l'organe et d'autre part une zone d'arrière-plan, - correction de l'image recombinée (R) par compensation (C) des non-uniformités présentes dans la zone d'arrière-plan, de manière à obtenir une image recombinée compensée dans laquelle la zone d'arrière-plan présente un niveau de gris sensiblement uniforme.
2. 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'étape de correction de l'image recombinée comprend l'application à l'image recombinée d'une image de compensation pour compenser les non-uniformités présentes dans la zone d'arrière-plan.
3. 3. Procédé selon l'une des revendications 1 ou 2, comprenant une étape de : - génération d'une image recombinée filtrée (PB) par extraction de composantes spatiales basses fréquences de l'image recombinée (R ), - génération de l'image de compensation (C) à partir de l'image recombinée filtrée(PB).
4. 4. Procédé selon la revendication 3, dans lequel l'étape de génération d'une image de compensation (C) comprend une sous-étape 30 de : - détermination d'un niveau de gris (G) d'arrière-plan à partir d'un histogramme de l'image recombinée (R), - calcul de l'image de compensation (C) comme la différence entre une image uniforme présentant le niveau de gris G et l'image recombinée filtrée (PB ).
5. 5. Procédé selon la revendication 4, dans lequel la sous-étape de détermination d'un niveau de gris (G) d'arrière-plan comprend la détection à partir d'un histogramme de l'image recombinée (R) d'un pic de pixels présentant le niveau de gris (G ).
6. 6. Procédé selon l'une des revendications qui précèdent, dans lequel l'étape de génération d'une image recombinée (R) comprend une opération de recombinaison sous la forme : y = Lai, j . p(xl )' .(p(xh )' où y est le niveau de gris d'un pixel de l'image recombinée (R), xi est le niveau de gris d'un pixel de l'image basse énergie (L), xh est le niveau de gris d'un pixel de l'image haute énergie (H), cp est une fonction associant à des valeurs de niveau de gris acquises une épaisseur radiologique, i et j sont des entiers, et ai,] sont des paramètres prédéterminés de recombinaison.
7. 7. Procédé selon la revendication 6, dans lequel les paramètres (ai ,j) de recombinaison sont des paramètres prédéterminés, qui dépendent de conditions d'acquisition des images basse énergie (L) et haute énergie 25 (H).
8. 8. Procédé selon la revendication 7, dans lequel les paramètres (ai J) de recombinaison dépendent d'une épaisseur (e) de compression de l'organe imagé et de spectres énergétiques de rayonnements basse et 30 haute énergie auxquels a été soumis l'organe lors de l'acquisition.
9. 9. Procédé selon l'une des revendications 6 à 8, dans lequel les paramètres de recombinaison (ai J) sont déterminés au préalable à partir de points de référence (y,xl,xh), les points de référence étant obtenus expérimentalement par calibrage d'un dispositif d'acquisition à l'aide d'un fantôme simulant plusieurs compositions de tissus et plusieurs épaisseurs d'agent de contraste, ou par calcul à partir d'un modèle mathématique, en faisant varier une composition de tissu et une épaisseur de l'agent de contraste, et en maintenant les conditions d'acquisition constantes.
10. 10. Procédé selon l'une des revendications 6 à 9, dans lequel l'étape de génération d'une image recombinée (R) comprend une opération de recombinaison sous la forme : y = a0 0 + a1,0 . (p(x/) + a0,1 . (p(xh) + ail . (p(xl) . (p(xh )+ a2,0 . (P(xl )2 + a0,2 . (P(xh )2
11. 11. Procédé selon l'une des revendications 6 à 10, dans lequel la fonction cp est une fonction logarithmique.15