Brevet FR2819135A1 — publié le 20020705

PROCEDE ET DISPOSITIF POUR CORRIGER LE DECALAGE INDUIT PAR DES EFFETS PHOTOCONDUCTEURS DE TRANSISTORS A EFFET DE CHAMP DANS UN DETECTEUR DE RAYONS X A SEMI-CONDUCTEUR La présente invention concerne d'une façon générale les systèmes d'imagerie médicale diagnostique et, en particulier, un procédé et un dispositif pour corriger le décalage induit dans des images numériques par des effets photoconducteurs de transistors à effet de champ (TEC) dans des systèmes d'imagerie médicale employant des détecteurs à semi-conducteur. L'imagerie radiologique par rayons X constitue depuis longtemps un outil diagnostique médical reconnu. On utilise couramment des systèmes d'imagerie radiologique par rayons X pour acquérir, par exemple, des images thoraciques, cervicales, rachidiennes, crâniennes et abdominales qui comportent souvent des informations nécessaires à un médecin pour établir un diagnostic précis. D'une manière typique, les systèmes d'imagerie radiologique comportent une source de rayons X et un détecteur de rayons X. Par exemple, lorsqu'on prend une image radiologique du thorax, un patient debout appuie son thorax contre le détecteur de rayons X tandis qu'un radiologue place le détecteur de rayons X et la source de rayons X à une hauteur appropriée. Les rayons X produits par la source traversent le thorax du patient et le détecteur de rayons X détecte alors l'énergie de rayons X générée par la source et atténuée dans diverses mesures par différentes parties du corps. Un système de commande correspondant obtient du détecteur de rayons X l'énergie de rayons X détectée et réalise sur un écran d'affichage une image diagnostique correspondante. Le détecteur de rayons X peut se présenter sous la forme classique d'un écran et d'un film, l'écran convertissant les rayons X en lumière qui expose le film. Le détecteur de rayons X peut également être un détecteur numérique d'image, à semi-conducteur. Les détecteurs numériques offrent une dynamique nettement plus grande que les systèmes classiques à écran et film. Une forme de réalisation d'un détecteur numérique de rayons X à semiconducteur peut être constituée par un panneau de TEC et de photodiodes à semi-conducteur. Les TEC et les photodiodes du panneau sont disposés d'une manière typique en rangées (lignes de balayage) et en colonnes (lignes de données). Un système de commande de TEC commande l'ordre dans lequel les TEC deviennent passants et bloquants. D'une manière typique, les TEC deviennent passants, ou sont activés, par rangées. Lorsque les TEC deviennent passants, une charge servant à établir le canal d'un TEC est attirée dans le TEC depuis la source et le drain du transistor. La source de chaque TEC est connectée à une photodiode. Chaque photodiode intègre le signal lumineux émis par le scintillateur au-dessus de celle-ci en réponse à l'absorption de rayons X et décharge de l'énergie proportionnellement aux rayons X absorbés. Les grilles des TEC sont connectées au système de commande de TEC. Le module d'acquisition d'image lit les signaux déchargés depuis le panneau de TEC et de photodiodes. Le module d'acquisition d'image convertit les signaux déchargés depuis le panneau de TEC et de photodiodes. L'énergie convertie déchargée par les photodiodes du détecteur est utilisée par le module d'acquisition d'image pour activer des pixels sur l'image numérique diagnostique affichée. Le panneau de TEC et de photodiodes est, d'une manière typique, balayé par rangées. Les pixels correspondants de l'image numérique diagnostique sont, d'une manière typique, activés par rangées. Les TEC du détecteur de rayons X servent de commutateurs pour commander la charge et la décharge des photodiodes. Lorsqu'un TEC se ferme, une photodiode correspondante est rechargée à une charge initiale. Pendant que les TEC sont ouverts, les photodiodes sont bombardées par des rayons X. Le nombre de rayons X reçus par chaque photodiode correspond à la dose de rayons X. Les rayons X sont absorbés par le scintillateur situé au- dessus de la photodiode, lequel émet de la lumière et décharge les photodiodes qui se trouvent à son contact. Ainsi, au terme de l'exposition, pendant que les TEC sont ouverts, les photodiodes conservent une charge représentant la dose de rayons X. Lorsqu'un TEC est fermé, une certaine quantité de charge est appliquée à celui-ci pour rétablir une charge voulue dans la photodiode. Lorsqu'un TEC est fermé, la quantité de charge nécessaire pour rétablir la charge initiale dans chaque photodiode est mesurée. La quantité de charge mesurée devient une mesure de la dose de rayons X intégrée par le scintillateur, la lumière qui en résulte étant intégrée par la photodiode pendant toute la durée de l'exposition aux rayons X. Les images radiologiques peuvent être utilisées à de nombreuses fins. Par exemple, des défauts internes dans un objet examiné peuvent être détectés. En outre, des modifications de structure interne ou d'alignement peuvent être déterminées. En outre, l'image peut révéler la présence ou l'absence d'objets dans la cible. Les informations acquises par imagerie radiologique par rayons X trouvent des applications dans de nombreux domaines, dont la médecine et la fabrication. Dans n'importe quel système d'imagerie, radiologique ou autre, la qualité des images revêt une importance cruciale. A cet égard, les systèmes d'imagerie radiologique par rayons X qui utilisent des détecteurs d'image numériques ou à semi-conducteur ("systèmes radiologiques numériques") se heurtent à certaines difficultés qui leur sont propres. En particulier, les systèmes radiologiques numériques doivent répondre à des exigences très strictes concernant des mesures Critiques Pour la Qualité (CPQ) pour produire une image utilisable. Les mesures CPQ comprennent la définition des images, la constance de définition des images (par exemple en comparant une image d'un système à un autre système) et le bruit des images (artefacts, "fantômes", ou déformations de l'image). Cependant, dans le passé, les systèmes radiologiques numériques ont souvent été incapables de répondre aux exigences CPQ ou de réaliser une qualité constante d'image. Ce défaut peut être dû en partie à des variations des procédés dans les techniques de fabrication de semi- conducteurs servant à fabriquer des détecteurs numériques d'image à semi- conducteur. De plus, la baisse de qualité des images peut être due aux propriétés inhérentes de rétention de charges de matériaux semiconducteurs utilisés dans les 1 5 techniques d'imagerie. Beaucoup de dispositifs à semi-conducteur présentent des caractéristiques photoconductrices. La photoconductivité est une augmentation de la conductivité des électrons d'un matériau par excitation optique (lumineuse) d'électrons dans le matériau. Des caractéristiques photoconductrices sont présentées par les TEC servant de commutateur dans des détecteurs de rayons X à semi- conducteur. Dans l'idéal, les commutateurs à TEC isolent la photodiode des composants électroniques qui mesurent la charge rétablie dans la photodiode. Les TEC présentant des caractéristiques photoconductrices n'isolent pas la photodiode du système lorsque les TEC sont ouverts. Par conséquent, la charge provenant de multiples photodiodes est rétablie simultanément par le module d'acquisition d'image. Le module d'acquisition d'image ne peut pas savoir dans quelle photodiode la charge est rétablie, ce qui nuit au processus d'acquisition d'image. Les pertes imprévues de charge via les TEC risquent de produire des images à artefacts ou à fantômes ou risquent d'ajouter un décalage de charge dans des valeurs de composants de l'image radiologique numérique. Les TEC et d'autres composants en silicium amorphe présentent également une caractéristique appelée rétention de charge. La rétention de charge est un phénomène structuré qui peut être maîtrisé dans une certaine mesure. La rétention de charge correspond au phénomène par lequel la charge attirée dans le TEC pour établir un canal conducteur n'est pas entièrement expulsée lorsque le TEC devient bloquant. La charge retenue s'échappe du TEC avec le temps, même après que le TEC est devenu bloquant, et la charge qui s'est échappée du TEC ajoute un décalage au signal extrait des photodiodes par le système de commande de rayons X. Les TEC du détecteur de rayons X présentent des caractéristiques de rétention de charge lorsqu'une tension est appliquée aux TEC pour lire les rangées du détecteur de rayons X. En général, les rangées du détecteur sont lues d'une manière, dans un ordre et selon une périodicité prédéterminés. La périodicité peut varier entre les opérations de lecture pour des trames complètes de l'image radiologique. Lorsqu'un TEC est fermé, la charge présente dans une diode correspondante est rétablie par une unité de mesure de charge, mais le TEC retient une partie de la charge. Lorsque les TEC sont ouverts, entre des opérations de lecture, une partie de la charge retenue par les TEC s'échappe des TEC vers une unité de mesure de charge. Avec le temps, la quantité de charge qui s'échappe des TEC décroît de manière exponentielle. L'opération de lecture suivante a lieu avant que la totalité de la charge retenue ne se soit échappée des TEC. Par conséquent, pendant chaque opération de lecture, l'unité de mesure de charge mesure une quantité de charge qui a été retenue par les TEC pendant l'opération de lecture précédente. La charge retenue par les TEC lorsqu'une nouvelle opération de lecture débute est appelée charge initiale de rétention. La charge initiale de rétention stockée dans de multiples TEC, par exemple les TEC d'une seule rangée ou colonne, se combine pour former un décalage de rétention de charge. Le décalage de rétention de charge varie en fonction de la vitesse à laquelle sont lues les rangées du panneau du détecteur de rayons X. Plus l'intervalle augmente entre des opérations de lecture, plus la diminution de la charge augmente. Lorsque les rangées d'un panneau sont lues à une vitesse constante, le décalage de rétention de charge s'accumule jusqu'à une valeur stable. La valeur stable pour la vitesse de rétention de charge représente le point o les rangées d'un panneau sont lues à une vitesse égale au rythme exponentiel de diminution de la charge dans les TEC. Si les laps de temps entre les trames pour le décalage ainsi que pour l'image radiologique sont constants, l'effet de rétention de charge peut être supprimé de l'image finale. Au cours du processus normal de lecture d'un détecteur, l'effet de rétention de charge peut être limité, pendant l'étalonnage, simplement en soustrayant les résultats d'un balayage "sombre" des résultats d'un balayage "exposé". Un balayage "sombre" est une lecture faite sans exposition aux rayons X. Un balayage "sombre" active simplement les TEC du panneau du détecteur de rayons X. Ainsi, un balayage "sombre" peut déterminer les caractéristiques de rétention de charge présentées par les TEC activés pour lire le détecteur de rayons X. En détectant le balayage "sombre" du balayage réel "exposé" d'un objet voulu, on peut supprimer les effets de rétention de charge. Pendant une exposition aux rayons X, un phénomène similaire se produit, par lequel une charge est générée dans le TEC du fait des caractéristiques photoconductrices du TEC. Lorsque les TEC deviennent bloquants à la fin de l'exposition, la charge supplémentaire s'échappe également et s'ajoute au signal de lecture d'une manière analogue à une rétention de charge. Cependant, la charge supplémentaire ne peut pas être supprimée, car la charge supplémentaire résultant des caractéristiques photoconductrices des TEC est liée aux rayons X bombardant le détecteur de rayons X. Ainsi, la charge supplémentaire résultant des caractéristiques photoconductrices des TEC n'est pas prévisible ni reproductible sur une image "sombre" o aucun rayon X n'est transmis. Le nombre de TEC qui réalisent une photoconduction et la quantité de charge conduite par les TEC dépendent de l'ampleur de l'exposition aux rayons X et de l'objet dont on forme une image, ainsi que des propriétés individuelles de chaque TEC. Comme un détecteur de rayons X à semi- conducteur est structuré en rangées (lignes de balayage) et colonnes (lignes de données), l'excédent de charge dans les TEC risque de provoquer des artefacts ou des décalages de l'image structurée qu'il est impossible de corriger en faisant contraster l'image "exposée" avec une image "sombre". La photoconductivité n'est pas aussi structurée que la rétention de charge Tout d'abord, lorsqu'un TEC du détecteur de rayons X devient passant pour être lu, le TEC est toujours rendu passant avec la même tension. Avec l'effet photoconducteur, "l'ampleur" de passage du TEC est déterminée par l'intensité de la lumière atteignant un TEC donné. La lumière qui atteint les TEC peut varier sur une large gamme d'intensités pour tous les TEC du détecteur de rayons X. Deuxièmement, quelle que soit l'ampleur de la photoconductivité qui affecte chaque TEC (du fait de l'intensité lumineuse dans chaque TEC), tous les TEC sont affectés simultanément. La rétention de charge ne stimule qu'un seul TEC à la fois dans une colonne donnée quelconque. Par conséquent, la photoconductivité est beaucoup plus imprévisible et ne peut pas être corrigée par une simple méthode de soustraction d'image. Comme indiqué plus haut, les caractéristiques des détecteurs numériques d'image varient forcément. Bien qu'on doive assurer une qualité 6 2819135 constante d'image (et en particulier une définition constante de l'image) dans l'ensemble des multiples systèmes d'imagerie diagnostique médicale, il n'y a pas eu dans le passé de technique automatisée pour assurer cette constance. En outre, les strictes exigences CPQ risquent d'aboutir à de faibles pourcentages d'acceptation de détecteurs numériques d'images qui sont alors détruits ou, au mieux, jugés inutilisables pour des systèmes d'établissement de diagnostics médicaux. Par conséquent, du temps, de l'argent et des ressources sont gaspillés. On a donc besoin d'un procédé et d'un dispositif pour corriger le décalage induit par les effets photoconducteurs des transistors à effet de champ dans un détecteur de rayons X à semi-conducteur. Une forme préférée de réalisation de la présente invention propose un procédé et un dispositif pour corriger le décalage induit dans une image numérique par les effets photoconducteurs des transistors à effet de champ (TEC) dans des détecteurs de rayons X à semi-conducteur. Le procédé et le dispositif consistent à ajouter une ou plusieurs rangées au début et à la fin d'une zone de balayage normale d'un détecteur de rayons X. Des rangées supplémentaires peuvent être à l'extérieur de la zone physique d'image d'un détecteur de rayons X à semi- conducteur. Les rangées supplémentaires peuvent donc servir à mesurer le "signal" induit par la photoconductivité de commutateurs à TEC d'un détecteur de rayons X à semi-conducteur. Le signal peut être mesuré à la fois au début et à la fin d'un balayage effectué par le détecteur. Comme le signal induit par la photoconductivité des TEC décroît avec le temps, les mesures faites au début et à la fin d'un balayage effectué par un détecteur peuvent servir à prévoir par interpolation la mesure dans laquelle le décalage induit par photoconduction contribue au signal pour chaque rangée de balayage par le détecteur, colonne par colonne. Une autre forme de réalisation préférée peut utiliser une zone de balayage existante d'un détecteur de rayons X à semi-conducteur et simplement ne pas activer une ou plusieurs rangées au début et à la fin de la zone de balayage du détecteur de rayons X. Cette forme de réalisation peut réduire la zone d'image couverte par le balayage. L'invention et nombre des avantages qui s'y attachent apparaîtront facilement plus clairement en référence à la description détaillée ciaprès, faite en considération des dessins annexés, sur lesquels: la Fig. 1 illustre une forme de réalisation préférée d'un système d'imagerie pour l'établissement de diagnostics médicaux généraux, utilisé dans le cadre de la présente invention; la Fig. 2 est un organigramme d'une forme de réalisation préférée servant à corriger le décalage induit par les effets photoconducteurs de TEC (transistors à effet de champ) dans un détecteur de rayons X à semi-conducteur; la Fig. 3 représente un diagramme de signaux illustrant un procédé d'acquisition d'image selon une forme préférée de réalisation de la présente invention; la Fig. 4 illustre une forme préférée de réalisation d'un détecteur de rayons X à semiconducteur; la Fig. 5 illustre une forme préférée de réalisation d'une zone de balayage d'un détecteur de rayons X à semi-conducteur avec deux rangées supplémentaires pour la correction du décalage au début de la zone de balayage du détecteur de rayons X et deux rangées supplémentaires pour la correction du décalage à la fin de la zone de balayage du détecteur de rayons X; la Fig. 6 illustre une forme préférée de réalisation d'une zone de balayage d'un détecteur de rayons X à semi- conducteur avec deux rangées consacrées à la correction du décalage au début de la zone de balayage d'un détecteur de rayons X et deux rangées consacrées à la correction du décalage à la fin de la zone de balayage du détecteur de rayons X; et la Fig. 7 illustre une forme préférée de réalisation d'un balayage effectué par un détecteur de rayons X à semi-conducteur. La Fig. 1 illustre une forme de réalisation préférée d'un système d'imagerie 100 utilisé selon la présente invention pour établir des diagnostics médicaux. Le système d'imagerie 100 pour diagnostics médicaux comporte une pluralité de sous-systèmes. Uniquement à titre d'illustration, le système d'imagerie pour diagnostics médicaux est décrit sous la forme d'un système de radiographie par rayons X. Le système d'imagerie 100 pour diagnostics médicaux comporte des sous- systèmes tels qu'un détecteur 110 de rayons X, une zone de balayage 115 de détecteur de rayons X, une source 120 de rayons X et un patient 130. Le système d'imagerie 100 pour diagnostics médicaux comporte également un module 140 d'acquisition d'image et un module 150 de réglage d'image. Le patient 130 est installé dans le système d'imagerie 100 pour diagnostics médicaux. Dans un exemple de système, une source 120 de rayons X est placée au-dessus du patient 130. Le détecteur 110 de rayons X est placé sous le patient 130. Des rayons X sont amenés, depuis la source 120 de rayons X à passer à travers le patient 130 jusqu'au détecteur 110 de rayons X et à la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. La Fig. 4 illustre une forme préférée de réalisation d'une zone de balayage 115 d'un détecteur de rayons X à semi-conducteur dans un détecteur 110 de rayons X. La zone de balayage 115 du détecteur de rayons X est constituée par des cellules 410 correspondant à des pixels d'une image radiologique. Chaque cellule 410 comporte d'une manière typique une photodiode et un transistor à effet de champ (TEC). Les cellules 410 peuvent être disposées en colonnes (lignes de données) 420 et en rangées (lignes de balayage) 430. Les cellules 410 sont activées par rangées 430 et par colonnes 420. Une ou plusieurs cellules 410 ont une configuration exclusive pour un ou plusieurs pixels d'une image radiologique. Les pixels sont activés pour produire l'image radiologique numérique voulue du patient 130. La Fig. 7 illustre une vue, à un niveau inférieur, d'une forme préférée de réalisation d'une zone de balayage 115 d'un détecteur de rayons X à semi- conducteur dans un détecteur 110 de rayons X. La zone de balayage 115 du détecteur de rayons X est constituée par des cellules 710 comportant une photodiode 720 et un transistor à effet de champ (TEC) 730. Des conducteurs 740 connectent les cellules 710 au module 140 d'acquisition d'image. Le module 140 d'acquisition d'image acquiert une image radiologique à partir de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Dans une forme de réalisation préférée, le module 140 d'acquisition d'image peut acquérir une image à partir d'une zone, une partie exposée du détecteur, plus grande que la sous- section normale, constituée par le patient, de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Dans une forme de réalisation préférée, illustrée sur la Fig. 5, la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X peut être agrandie en balayant des rangées supplémentaires 510 avant le début de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X ou en balayant des rangées supplémentaires 510 après la fin de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X afin de former une plus grande zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Le nombre de rangées 510 peut varier. Par ailleurs, les rangées 510 peuvent se situer le long d'un seul ou des deux côtés de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X, en plus ou au lieu d'être situées avant et après la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Le module 140 d'acquisition d'image peut acquérir l'image à partir de la zone de balayage agrandie du détecteur de rayons X. Dans une autre forme de réalisation préférée, représentée sur la Fig. 6, la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X peut être réduite d'une ou plusieurs rangées 610 au début de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X et d'une ou plusieurs rangées 610 à la fin de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X et/ou d'une ou plusieurs rangées le long des deux côtés de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Les rangées spécialisées de la zone de balayage normale 115 du détecteur de rayons X peuvent servir à réaliser une correction de décalage à la place des rangées supplémentaires 510 ajoutées dans une autre forme de réalisation préférée. Le module 140 d'acquisition d'image peut acquérir une image radiologique à partir de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Le module 140 d'acquisition d'image peut acquérir une image radiologique à partir de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X en recevant un signal fourni par les conducteurs 740 s'étendant depuis les cellules 410, 710 de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Les signaux fournis par les conducteurs 740 peuvent être générés par la charge emmagasinée dans les photodiodes 720. La charge emmagasinée dans les photodiodes 720 peut résulter de l'absorption d'énergie de rayons X par les photodiodes 720. Les TEC 730 permettent à la charge emmagasinée dans les photodiodes 720 de circuler sous la forme d'un signal dans les conducteurs 740. Les TEC 730 peuvent être activés par le module 140 d'acquisition d'image. Le signal reçu par le module 140 d'acquisition d'image par l'intermédiaire des conducteurs 740 peut comporter un décalage produit par les caractéristiques de rétention de charge et les effets photoconducteurs des TEC 730. Le module 150 de réglage d'image reçoit du module 140 d'acquisition d'image l'image acquise. Le module 150 de réglage d'image corrige le décalage induit dans l'image par le détecteur 110 de rayons X. Le décalage dans l'image radiologique peut être induit par les propriétés de photoconduction et/ou de rétention de charge des TEC (transistors à effet de champ) 730 du détecteur 110 de rayons X. Dans une forme de réalisation préférée, le décalage dû à la rétention de charge dans les TEC 730 peut être supprimé à l'aide d'une image "sombre" contenant les fuites de charge provoquées par la rétention de charge dans les TEC. Dans une forme de réalisation préférée, les rangées supplémentaires analysées au début et à la fin de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X sont utilisées par le module de réglage d'image pour corriger le décalage induit par les effets photoconducteurs des TEC dans l'image radiologique. Dans une autre forme de réalisation préférée, les rangées spécialisées au début et à la fin de la zone de balayage normale 115 du détecteur de rayons X sont utilisées par le module 150 de réglage d'image pour corriger le décalage induit par les effets de photoconduction des TEC dans l'image radiologique. Considérant maintenant la Fig. 2, la figure illustre un organigramme pour une forme de réalisation préférée servant à corriger le décalage induit dans un système d'imagerie pour diagnostics médicaux selon la présente invention. Lors de l'étape 210, le module 140 d'acquisition d'image acquiert une image "sombre" dans la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Une image "sombre" est obtenue à partir d'une lecture faite sans exposition aux rayons X. Un balayage pour une image "sombre" active les TEC 730 situés dans la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X et mesure les fuites de charge retenues des TEC 730. Ainsi, une image "sombre" peut servir à déterminer le décalage par rétention de charge produit par les TEC 730 activés pour lire la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Lors de l'étape 220, le module 140 d'acquisition d'image acquiert une image radiologique dans la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. L'image est décalée par une charge excessive résultant de causes telles que les effets de photoconduction et les caractéristiques de rétention de charge des TEC 730 constituant le détecteur 110 de rayons X à semi-conducteur. L'image radiologique est lue rangée par rangée par le module 140 d'acquisition d'image dans la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X à l'aide des conducteurs 740 s'étendant depuis les cellules 710 de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Dans une forme préférée de réalisation de la présente invention, le module 140 d'acquisition d'image acquiert deux rangées supplémentaires 510 au début du balayage de l'image et acquiert également deux rangées supplémentaires 510 à la fin du balayage de l'image. Les rangées supplémentaires 510 ne représentent pas l'objet analysé. Les rangées supplémentaires 510 indiquent le "signal" de charge décalée induit par les effets de photoconduction des TEC. Dans une autre forme préférée de réalisation de la présente invention, le module 140 d'acquisition d'image consacre deux rangées 610 situées au début de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X et deux rangées il 610 situées à la fin de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X à la mesure de photoconductivité, ce qui réduit donc les dimensions globales de l'image acquise. Pendant le fonctionnement, le module 140 d'acquisition d'image exécute des balayages (opérations de lecture) consécutifs ou successifs de chaque rangée 430 de cellules 410, 710 dans la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Tout d'abord, le module 140 d'acquisition d'image balaye une ou plusieurs rangées 510, 610 à l'extérieur (par exemple avant) de la zone balayée de l'image de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Le module 140 d'acquisition d'image acquiert des données de décalage par photoconduction dans les rangées 510, 610 balayées à l'extérieur de la zone d'image balayée de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Le module 140 d'acquisition d'image effectue alors un balayage rangée par rangée de chaque rangée 430 de la zone d'image balayée de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Pendant le balayage rangée parrangée de chaque rangée 430 de la zone balayée d'image de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X, le module 140 d'acquisition d'image obtient des données d'exposition pour chaque cellule 410, 710 de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Le module 140 d'acquisition d'image peut alors balayer une ou plusieurs autres rangées 510, 610 à l'extérieur (par exemple après) de la zone balayée d'image de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Le module 140 d'acquisition d'image acquiert des données de décalage par photoconduction dans les rangées 510, 610 balayées à l'extérieur de la zone balayée d'image de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Lors de l'étape 230, le module 150 de réglage d'image reçoit, du module 140 d'acquisition d'image, des données d'image radiologique. L'image comporte les rangées supplémentaires consacrées à la correction du décalage au début et à la fin du balayage d'image. Le module 150 de réglage d'image analyse l'image pixel après pixel, par rangée et par colonne. Lors de l'étape 240, le module de réglage d'image calcule la valeur de donnée d'image pour un pixel 410 de l'image. Pour chaque pixel, la valeur (ID) de donnée d'image est égale à la valeur (ED) de donnée d'exposition obtenue sur l'image moins la valeur (CR) de donnée de décalage par rétention de charge obtenue sur l'image "sombre" moins la valeur calculée de donnée de décalage (PC) par photoconduction obtenue dans les rangées 510, 610 de correction de décalage (ou IDu = EDu - CR. - PC.). Dans le calcul, i représente l'indice de la rangée 430 dans l'image etj représente l'indice de la colonne 420 dans l'image. La valeur calculée de donnée de décalage par photoconduction 12 2819135 pour chaque pixel 410 i dans une colonne donnée 420j est ((RN - Ri)/RN) * /((R - 2)e + (R- 1)e - (RN + 1) - (RN + 2)e- (R - 2)0 + (RN + 1)0 + (RN + 2)0), O (R - 2)e représente le signal mesuré dans la trame d'exposition pour le pixel (-2j) et RN et R1 sont des numéros de rangées. La lettre "e" en indice indique la trame d'exposition, et la lettre "o" en indice désigne la trame de décalage, comme illustré sur la Fig. 3. Les valeurs de données d'image obtenues pour chaque pixel de l'image peuvent servir à générer un affichage numérique. Ainsi, la présente invention apporte une solution à ce qui est devenu un grave problème de dégradation pour les détecteurs de rayons X à semi- conducteur. Le procédé et le dispositif pour mesurer et corriger le décalage induit par des TEC à photoconduction dans un détecteur de rayons X à semi-conducteur peuvent améliorer la conception de nouveaux systèmes d'imagerie pour diagnostics médicaux et peuvent préserver, par correction de décalage, les systèmes d'imagerie existants pour diagnostics médicaux. La présente invention peut facilement être mise en oeuvre et ne nécessite pas forcément une modification du matériel existant. 13 2819135 REVENDICATIONS: 1. Procédé pour générer une image pour diagnostic médical, acquise par un détecteur (110) dans un système d'imagerie (100) pour diagnostics médicaux, comprenant les étapes consistant à: exposer un détecteur (110) à une source (120) d'énergie pour former une zone exposée (115) d'un détecteur comportant un sous-système constitué par un patient exposé; mesurer au moins un premier et un deuxième ensembles de données générés par le détecteur (110), l'un desdits premier et deuxième ensembles de données représentant au moins une partie de ladite zone exposée (115) du détecteur à l'extérieur dudit sous-système constitué par le patient exposé, et l'un desdits premier et deuxième ensembles de données représentant au moins une partie de ladite image du patient exposé; et générer une image pour diagnostic médical d'après ledit sous- système constitué par le patient exposé et une relation entre lesdits premier et deuxième ensembles de données. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à exposer un détecteur (110) à une source (120) d'énergie comporte l'exposition dudit détecteur (110) à une énergie de rayons X. 3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que lesdits premier et deuxième ensembles de données comprennent un ensemble de données d'exposition et un ensemble de données de correction. 4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à mesurer au moins un premier et un deuxième ensembles de données comporte la mesure d'au moins ladite partie de ladite zone exposée (115) du détecteur à l'extérieur de ladite image du patient exposé pour ledit ensemble de données de correction et la mesure d'au moins une partie de ladite image dudit patient exposé pour ledit ensemble de données d'exposition. 5. Procédé selon la revendication 3, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à générer ladite image pour diagnostic médical comporte la soustraction d'une valeur, appartenant audit ensemble de données de correction, d'une valeur correspondante appartenant audit ensemble de données d'exposition. 6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à générer ladite image pour diagnostic médical comporte la 14 2819135 soustraction d'une valeur, appartenant audit premier ensemble de données, d'une valeur correspondante appartenant audit deuxième ensemble de données. 7. Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à générer une image pour diagnostic médical comporte l'activation de pixels d'un affichage numérique selon lesdites mesures effectuées dans ledit premier et ledit second ensembles de données. 8. Procédé selon la revendication 3, caractérisé par le fait que ledit ensemble de données de correction comporte une mesure des effets de photoconduction de transistors à effet de champ 730. 9. Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à mesurer au moins un premier et un second ensembles de données comprend ledit premier ensemble de données représentant au moins une partie de ladite zone exposée (115) du détecteur à l'extérieur de ladite image du patient exposé et ledit deuxième ensemble de données représentant au moins une partie de ladite image du patient exposé. 10. Procédé selon la revendication 9, comprenant en outre l'étape consistant à mesurer au moins un troisième ensemble de données représentant au moins une deuxième partie de ladite zone exposée 115 du détecteur à l'extérieur de ladite image du patient exposé. 11. Sous-système de détecteur (110) servant à acquérir une image, comprenant: un panneau (115) exposé à une énergie représentant un objet et une énergie à l'extérieur dudit objet, ledit panneau (115) étant formé par une série de cellules (410, 710) détectant des quantités discrètes d'énergie; et un scanner (140) pour lire des ensembles de données dont chacune représente une quantité d'énergie emmagasinée par une cellule (410, 710), ledit scanner lisant au moins un premier et un deuxième ensembles de données avant et après que ledit panneau (114) a été exposé à ladite énergie; un desdits au moins premier et deuxième ensembles de données extraits d'au moins une partie dudit objet et un desdits au moins premier et deuxième ensembles de données extraits d'au moins une partie de ladite zone à l'extérieur dudit objet; ledit scanner (140) produisant un signal de sortie de détecteur reposant sur une relation entre le premier et le deuxième ensembles de données. 12. Sous-système selon la revendication 11, caractérisé par le fait que ladite série de cellules (410, 710) comprend: 2819135 une série de photodiodes (720) emmagasinant une charge représentant lesdites quantités discrètes d'énergie; et une série de transistors à effet de champ (730) interconnectant de manière commutable lesdites photodiodes (720) et ledit scanner (140). 13. Sous-système selon la revendication 11, caractérisé par le fait que lesdits premier et deuxième ensembles de données comportent un ensemble de données d'exposition et un ensemble de données de correction. 14. Sous-système selon la revendication 13, caractérisé par le fait que ledit ensemble de données de correction contient des effets de photoconduction des transistors à effet de champ (730). 15. Sous-système selon la revendication 13, caractérisé par le fait que ledit scanner extrait ledit premier ensemble de données d'au moins une partie dudit panneau (115) avec ledit objet pour ledit ensemble de données d'exposition, et ledit scanner (140) extrait ledit deuxième ensemble de données d'au moins une partie dudit panneau à l'extérieur dudit objet pour ledit ensemble de données d'étalonnage. 16. Système d'imagerie (100) pour diagnostics médicaux, comprenant: un détecteur (110) servant à détecter une configuration d'énergie émanant d'un patient (130), ledit détecteur (110) ayant une série d'éléments collecteurs discrets (720) accumulant une charge représentant une quantité d'énergie détectée à la fois à partir dudit patient (130) et à l'extérieur dudit patient (13 0); un module 140 d'acquisition d'image analysant une charge accumulée dans lesdits éléments collecteurs (720); et ledit module (140) d'acquisition d'image analysant lesdits éléments collecteurs (720) pendant une première passe pour obtenir des données représentant la caractéristique d'énergie intrinsèque à partir d'un détecteur non- exposé (110) et pendant une deuxième passe pour obtenir à la fois des données d'exposition représentant une configuration d'énergie dudit patient (130) et des données de correction représentant une configuration d'énergie dudit détecteur (110) de l'extérieur dudit patient (130). 17. Système selon la revendication 16, comprenant en outre: un module (150) de réglage d'image corrigeant lesdites données d'exposition à l'aide desdites données de correction pour limiter l'effet de ladite caractéristique d'énergie dudit détecteur (110). 16 2819135 18. Système selon la revendication 16, caractérisé par le fait que ledit détecteur (110) comprend en outre: une série de transistors à effet de champ (730) interconnectant de manière commutable lesdits éléments collecteurs (720) et ledit module (140) d'acquisition d'image. 19. Système selon la revendication 18, caractérisé par le fait que ladite caractéristique d'énergie dudit détecteur (110) comporte des effets de photoconduction des transistors à effet de champ (730). 20. Système selon la revendication 16, caractérisé par le fait que lesdits éléments collecteurs (720) sont constitués par des photodiodes (720). 21. Système selon la revendication 16, caractérisé par le fait que ladite configuration d'énergie est une configuration d'énergie de rayons X.