Brevet FR2819368A1 — publié le 20020712

Procédé d'étalonnage d'un appareil de radiologie, et appareil de radiologie La présente invention concerne le domaine de l'étalonnage des appareils de radiologie pour des applications médicales ou autres. Pour tous les systèmes d'imagerie radiologique comportant un gain variable ou un dispositif de réglage automatique de l'exposition, il est nécessaire d'assurer que l'intensité du signal 1 constituant l'image correspond à une quantité désirée de rayons X, de manière à obtenir des images satisfaisantes en termes de bruit quantique. Un point de fonctionnement du système est généralement défini par la connaissance simultanée de l'intensité du signal constituant l'image, ou celle d'un signal représentatif de celle-ci, et de la dose d'entrée au récepteur d'images telle que mesurée par un dosimètre dans des conditions radiologiques spécifiées. Le rapport de l'intensité du signal à la dose dans ces conditions radiologiques spécifiées est appelé facteur de conversion du système. La valeur mesurée par le dosimètre peut être directement utilisée pour des ajustements, ou bien fournie à une unité de calcul afin de déterminer par un étalonnage le ou les facteurs de conversion appropriés. La détermination de la dose est effectuée usuellement dans des conditions de champ plat, c'est-à-dire en interposant dans le faisceau de rayons X une pièce uniforme constituée d'un ou plusieurs matériaux tels que de l'eau, une matière plastique, ou du cuivre, etc., d'épaisseur suffisante pour simuler l'atténuation des rayons X par le corps d'un patient. La présente invention propose un procédé d'étalonnage d'un appareil de radiologie ne nécessitant pas la présence d'un dosimètre. Le procédé d'étalonnage, selon un aspect de l'invention, est prévu pour un appareil de radiologie du type comprenant une source de rayonnement, ce rayonnement étant constitué de photons X, un moyen de détection du rayonnement X après qu'il a traversé l'objet dont on cherche à réaliser des images, des moyens d'acquisition et de traitement d'images aptes à fournir d'une part un signal image I, et d'autre part un signal B représentatif de l'intensité de cette image, et un moyen de visualisation des images connecté au moyen de détection. Pendant la phase d'étalonnage, on acquiert une image dans des conditions spécifiées, on calcule la moyenne m et la variance a2 de la distribution des valeurs 1 des points constituant l'image à l'intérieur d'une zone définie de l'image, la moyenne m et la variance a2 étant respectivement égales à kN et à k2N de part la propriété du bruit quantique des photons X de suivre la loi de Poisson, N étant le nombre de photons contribuant effectivement à la formation de l'image, et k étant un facteur de gain inconnu spécifique à l'appareil que l'on cherche à étalonner, on en déduit la valeur du coefficient k, la valeur de N dans les conditions de l'étalonnage, et la valeur d'un facteur f, avec B =fxN, et on en déduit alors une consigne de dose de rayons X devant être émis par la source de rayonnement pour obtenir en sortie une image satisfaisant à des seuils de qualité prédéterminés. Dans un mode de réalisation de l'invention, l'intensité B est obtenue par traitement de la totalité ou d'une partie du signal image. Dans un mode de réalisation de l'invention, l'intensité B est égale à la moyenne des points de l'image dans une zone prédéfinie Dans un mode de réalisation de l'invention, les moyens de calcul de l'intensité B ont un état différent entre la phase d'étalonnage et la phase d'utilisation Dans un mode de réalisation de l'invention, les moyens de détermination de l'intensité B de l'image comportent un détecteur optoélectronique recevant un signal lumineux dérivé du trajet optique de l'image Dans un mode de réalisation de l'invention, les moyens de détermination de l'intensité B de l'image comportent un capteur dédié, par exemple de type optoélectronique placé après conversion de l'image radiante de rayons X en image optique et recevant un signal lumineux dérivé du trajet optique de l'image Dans un mode de réalisation de l'invention, on réitère les étapes précédentes pour obtenir la valeur du facteur f pour différentes valeurs de N. Dans un mode de réalisation de l'invention, au cours de la phase d'étalonnage, on centre le spectre du faisceau de rayons X sur une énergie donnée en diminuant la haute tension d'alimentation de la source de rayonnement et en disposant un filtre réduisant significativement la proportion de rayons X de faible énergie. Dans un mode de réalisation de l'invention, on effectue les opérations d'étalonnage pour plus d'une bande d'énergie de rayons X Dans un mode de réalisation de l'invention, on effectue préalablement une soustraction d'images au cours de la phase d'étalonnage. Dans un mode de réalisation de l'invention, on effectue les opérations d'étalonnage pour différentes valeurs de l'intensité du rayonnement X, en vue d'identifier la contribution à la mesure des sources de bruit autres que le bruit quantique des rayons X, afin d'éliminer cette contribution. Dans un mode de réalisation de l'invention, les étapes sont effectuées de façon automatique. Ce procédé permet un étalonnage simplifié diminuant la main d'oeuvre nécessaire à la mise en service de l'appareil de radiologie d'où une diminution des coûts. Le procédé d'étalonnage est basé sur une mesure absolue et ne requiert pas la présence d'instruments de mesure externes ce qui élimine la nécessité de l'étalonnage externe de ces instruments de mesure. Le procédé d'étalonnage peut être appliqué dans tout type d'appareil de radiologie numérique. On utilise le détecteur numérique de rayons X comme un compteur relatif de photons durant la phase de mise en service pour déterminer le facteur d'étalonnage approprié qui doit être utilisé durant les phases d'utilisation opérationnelles de l'appareil. La nature quantique des rayons X fait que le bruit d'une image tel que mesuré par la variance des niveaux des points constituant cette image est proportionnel au signal de rayons X lorsque les variations aléatoires de niveau dans l'image (également connues et désignées sous Z > ZD le terme de bruit) sont exclusivement dues à la nature quantique des photons X (bruit quantique). Dans le cas où d'autres sources de bruit quantique sont susceptibles d'être présentes dans l'image, telles que par exemple les électrons dans un capteur d'image optoélectronique de type CCD, on devra différencier la statistique respective des photons X et des autres particules en faisant varier de manière connue a priori, le gain entre les deux étages (intensificateur d'image d'une part, et capteur d'image optoélectronique d'autre part), par exemple en faisant varier l'ouverture numérique de l'optique assurant la formation de l'image recueillie par l'intensificateur d'image radiologique sur le capteur CCD. L'invention propose un appareil de radiologie, du type comprenant une source de rayonnement, ce rayonnement étant constitué de photons X, un moyen de détection du rayonnement X après qu'il a traversé l'objet dont on cherche à réaliser des images, des moyens d'acquisition et de traitement d'images aptes à fournir d'une part un signal image I, et d'autre part un signal B représentatif de l'intensité de cette image, et un moyen de visualisation des images connecté au moyen de détection. L'appareil comprend des moyens d'étalonnage aptes à calculer la moyenne m et la variance 52 de la distribution des valeurs I des points constituant l'image à l'intérieur d'une zone définie de l'image, la moyenne m et la variance 0'2 étant respectivement égales à kN et à k2N de part la propriété du bruit quantique des photons X de suivre la loi de Poisson, N étant le nombre de photons contribuant effectivement à la formation de l'image, et k étant un facteur de gain inconnu spécifique à l'appareil que l'on cherche à étalonner, à en déduire la valeur du coefficient k, la valeur de N dans les conditions de l'étalonnage, et la valeur d'un facteur f, avec B =fxN, et à en déduire alors une consigne de dose de rayons X devant être émis par la source de rayonnement pour obtenir en sortie une image satisfaisant à des seuils de qualité prédéterminés. Dans un mode de réalisation de l'invention, l'appareil comprend des moyens de détermination de l'intensité B de l'image comprenant un capteur dédié, par exemple de type optoélectronique, placé après conversion de l'image radiante de rayons X en image optique et recevant un signal lumineux dérivé du trajet optique de l'image. L'invention propose également un programme d'ordinateur comprenant des moyens de code programme pour mettre en oeuvre les étapes du procédé ci-dessus, lorsque ledit programme fonctionne sur un ordinateur. L'invention propose également un support capable d'être lu par un dispositif de lecture de moyens de code programme qui s'y trouvent stockés et qui sont aptes à la mise en oeuvre des étapes du procédé cidessus, lorsque ledit programme fonctionne sur un ordinateur. Un mode de réalisation pris à titre d'exemple nullement limitatif est illustré par les dessins annexés, sur lesquels : La figure 1 est une vue schématique d'un appareil de radiologie d'un premier type ; La figure 2 est une vue schématique d'un appareil de radiologie ZD d'un second type ; La figure 3 décrit une opération d'étalonnage selon l'art antérieur. Comme on peut le voir sur la figure 1, l'appareil de radiologie comprend un tube à rayons X 1 capable d'émettre un faisceau de rayons X 2 en direction d'un objet 3 qui comprend un détail intéressant 4 que l'on souhaite étudier, et un récepteur d'image 5 disposé dans le faisceau de rayons X 2 en aval de l'objet 3. Le récepteur d'image 5 peut être constitué d'un capteur à l'état solide, désigné ultérieurement dans ce texte sous le nom de panneau plat, et tel que décrit dans l'article Performance Characteristics of an Amorphous Silicon Flat Panel X-ray Imaging Detector par Paul R. Granfors, paru dans Proceedings of SPIE Volume : 3659, Médical Imaging 1999 : Physics of Médical Imaging, (mail999), ou de tout autre dispositif capable de transformer des photons X incidents en un signal exploitable sous forme numérique. Le signal représentant l'image est envoyé au reste du système d'imagerie par une liaison 6 ; en outre, le même signal est envoyé par une liaison 7 à un dispositif 8 qui en extrait une quantité représentative de l'intensité de l'image. Le signal représentatif de la ZD grandeur B est envoyé par une liaison 9 à une unité de commande Il qui reçoit également un signal de consigne 10, et détermine un signal de commande envoyé par une liaison 12 au générateur Haute Tension 13 qui alimente le tube à rayons X 1. L'ensemble constitue ainsi une boucle de régulation permettant de maintenir le signal B à une valeur égale à la consigne 10. Sur la figure 2, les références des éléments semblables à ceux de la figure 1 ont été augmentées de 100. On voit que le récepteur d'images comprend un intensificateur d'images 124, dont l'image de sortie est renvoyée sur un capteur d'images optoélectronique 105 au moyen d'un tandem de deux optiques 122 et 123, par exemple des lentilles, séparées par un diaphragme à iris 121. Un capteur de luminance 120 disposé de façon à recevoir une partie de la lumière 118 résultant de la conversion des photons X par l'intensificateur d'images 124 envoie un signal représentatif de l'intensité B de l'image par un conducteur 107 à une unité de commande 108 qui reçoit également un signal de consigne par un conducteur 110. L'unité de commande 111 fournit des instructions de commande au générateur haute tension 113 qui alimente le tube à rayons X 101. La figure 3 décrit la méthode d'étalonnage du facteur de conversion habituellement utilisée ; elle est ici représentée par rapport à un équipement suivant la figure 1, mais pourrait aussi bien l'être par rapport à un équipement suivant la figure 2. Au cours de la phase d'étalonnage effectuée suivant les méthodes connues, on dispose dans le faisceau de rayons X 2 un objet particulier 30, habituellement désigné sous le nom de fantôme d'étalonnage, présentant une atténuation sensiblement uniforme des rayons X d'un point à l'autre de sa surface. Donc l'image produite de cet objet présentera une intensité sensiblement uniforme, et l'atténuation est sensiblement équivalente à celle d'un corps dont on cherche à faire l'image dans les conditions d'utilisation normale de l'équipement. On dispose dans le plan d'entrée du récepteur d'images 5 un capteur de dose 31 relié à un appareil de mesures 32, qui fournit des mesures de la dose en ce plan. La phase d'étalonnage habituelle consiste dans les étapes suivantes : 1. Disposer le fantôme d'étalonnage dans le faisceau de rayons X 2. Fixer les paramètres radiologiques (haute tension, courant, filtration) à des valeurs représentatives de l'utilisation de l'équipement ; 3. Déclencher l'émission de rayons X 4. Mesurer simultanément la valeur de la dose fournie par le dosimètre 32 et la valeur de l'intensité B de l'image correspondante 5. Calculer le facteur d'étalonnage, égal au rapport de l'intensité B à la valeur de la dose mesurée. Les inconvénients principaux de cette méthode sont de devoir disposer d'un dosimètre, appareil qui lui-même nécessite des étalonnages périodiques, et surtout d'être très sensible aux variations de position de la sonde de mesure 31, en raison d'une part de la variation d'intensité du rayonnement X avec le carré de la distance à la source, et d'autre part de la sensibilité au rayonnement rétro-diffusé par le récepteur d'images 5 lui-même. La méthode proposée permet de remédier simultanément à ces deux inconvénients. Pour une qualité donnée de rayons X, déterminée par la tension d'alimentation du tube et par le filtrage subi par le faisceau de rayons X 2 incluant à la fois l'effet des filtrations internes à la source 1 et de l'objet étudié 4, l'intensité de l'image est proportionnelle à la quantité de photons N ayant contribué à la formation de cette image ; il en est de même pour la dose à l'entrée du récepteur d'image. Il est donc possible de remplacer l'étalonnage du point de fonctionnement établissant la relation entre l'intensité de l'image et la dose à l'entrée du récepteur d'image par une relation de même type entre l'intensité de l'image et le nombre de photons à l'entrée du récepteur d'image, sachant que l'application simultanée de la méthode habituelle et de la méthode proposée dans des conditions spécifiées permet un passage de l'une à l'autre. On établit une relation du type B = fxN dans laquelle N est le nombre de photons X et f est un facteur de conversion. On cherche donc à déterminer la valeur du nombre de photons N ; on sait que la distribution des valeurs dans une zone homogène de l'image est affectée d'une variation aléatoire obéissant à une distribution de Poisson. On effectue les opérations suivantes : 1. Disposer le fantôme d'étalonnage dans le faisceau de rayons X 2. Fixer les paramètres radiologiques (haute tension, courant, filtration) à des valeurs représentatives de l'utilisation de l'équipement ; 3. Déclencher l'émission de rayons X 4. Acquérir l'image résultante ec simultanément mesurer la valeur de l'intensité B de l'image correspondante 5. Si nécessaire, corriger l'image acquise par les méthodes habituelles, c'est à dire élimination ou correction des points d'image erratiques, correction de décalage du niveau de base (offset) pour toute l'image et/ou point par point (correction de la non uniformité du niveau de noir), correction locale de gain par rapport à une image plate de référence ; 6. Calculer dans une zone de l'image limitée par un contour adéquat, par exemple de forme rectangulaire ou circulaire, généralement désigné par le terme Région Offrant de l'intérêt (ROI) la moyenne m du signal image et la variance a2 de ce même signal. 7. Si la variance du bruit engendré par les circuits électroniques de lecture, d'amplification et de conversion analogique numérique n'est pas négligeable par rapport au bruit mesuré (ce qui peut être obtenu en réalisant ces opérations à un niveau de signal suffisamment élevé), corriger la valeur de variance mesurée en en retranchant la variance de ce terme de bruit électronique. Après correction, le bruit restant est exclusivement imputable à la statistique des photons X, et donc, d'après la loi de Poisson : m = k x N et o2= k2 x N. On en déduit donc k = o/m ; à partir de là, connaissant les valeurs particulières de m et ci pour lesquelles ce calcul a été fait, on déduit la valeur de N au niveau considéré, d'où on peut finalement déduire la valeur du facteur de conversion f, par f=B/N. Ensuite, pendant l'utilisation du système d'imagerie suivant l'invention, connaissant la valeur du facteur f, il est possible de déduire la consigne d'intensité à appliquer sur l'entrée 10 du régulateur 11 afin d'obtenir la quantité de photons N désirée dans l'image. Les moyens 8 permettant de calculer la valeur de B à partir des valeurs des points de l'image peuvent fournir une simple moyenne arithmétique dans une zone prédéfinie de l'image, adaptée en taille et forme aux besoins particuliers de l'application, ou bien avoir un comportement plus perfectionné, par exemple avec des effets de seuil sur les niveaux les plus hauts ou les plus bas, ou des fonctions de transfert non linéaire. Un exemple de ces traitements perfectionnés peut être trouvé dans le brevet Européen EP1004875 délivré le 31 mai 2000 aux noms de Claire Chichereau et Jean Bossaert pour la société GE Medical Systems SA. Ces propriétés seront effectives dans l'utilisation du système en dehors des phases d'étalonnage ; par contre, pendant la phase d'étalonnage, leur effet sera minimal puisque l'image est de niveau constant. En cas de besoin, tout ou partie des fonctions complexes du circuit d'extraction de la grandeur B pourront être désactivées, ne conservant que les termes de gain compatibles avec la phase d'étalonnage. On peut si nécessaire améliorer la robustesse de l'estimation du bruit quantique, et donc du nombre N, en remplaçant la mesure simple de la moyenne et de la variance des points de la ROI par une estimation des paramètres de la distribution de Poisson (ou en pratique de la loi normale) qui s'ajuste le mieux à la distribution des points mesurés ; on peut ainsi minimiser l'influence d'éventuels points aberrants Si nécessaire, on peut établir une relation entre ces consignes d'exposition exprimées en nombres de photons dans des conditions radiologiques spécifiées et les consignes d'exposition exprimées en doses, ainsi qu'il est habituel. Ceci peut être réalisé par une application consécutive des deux méthodes (avec dosimètre, et suivant le procédé proposé) une fois pour toutes à la conception du système ou au cours de sa construction ; une autre méthode est d'utiliser les propriétés connues des spectres de rayons X. La relation entre nombre de photons et dose peut être établie de la manière suivante. Prenons comme exemple un faisceau généré sous 80 kV, et traversant 20 cm de tissus. D'après les tables de HPA Scientific Report 30, l'énergie moyenne des photons à la sortie de l'objet est de 54,4 keV, et la quantité de photons produite à 0,75 m de la source est de 2, 27*104 photons/ (mAs. mm2). Par ailleurs, les mêmes tables indiquent pour cette valeur de la Haute Tension une exposition de 0,7 Gy/mAs. On en déduit un nombre de photons de 3, 24*104 photons/ (Gy. mm2). On peut arriver au même résultat par d'autres moyens. On trouve dans le livre Physics of Radiology (Johns & Cunningham) que pour des photons de 50 keV, on compte 2842*10 photons/ (R. m2), soit 3, 24*104 photons/ (Gy. mm2). En fait, ces calculs établissant la relation entre dose et nombre de photons sont basés sur une énergie moyenne des photons présents dans le faisceau ; on obtiendra des résultats plus proches des conditions du calcul en restreignant l'étendue en énergie du spectre. Pour cela, pour le choix des conditions d'étalonnage, on choisira avantageusement pour le fantôme un matériau de numéro atomique assez élevé pour réduire la quantité de photons X de basse énergie, tout en réduisant la valeur de la haute tension afin de réduire la quantité de photons X de haute énergie contribuant à l'image. Par exemple, on utilisera une plaque de cuivre, et une tension inférieure à environ 75 kV. Un tel faisceau peut être généré par exemple en utilisant 60 à 70 kV et 2 mm d'épaisseur de cuivre. Il est à remarquer que si des applications de l'appareil nécessitent des conditions de rayonnement significativement différentes, telles que basse tension/faible filtration pour la radiographie osseuse et Haute tension/forte filtration pour la radiographie pulmonaire, il pourra être intéressant de réaliser l'étalonnage suivant l'invention dans chacune des configurations, avec éventuellement un fantôme d'étalonnage spécifique, en bénéficiant ainsi de la simplification des opérations. Un autre aspect devra de même être pris en compte : les doses habituellement indiquées dans les procédures de réglage, ou faisant l'objet de réglementations, sont par nécessité mesurées dans un plan différent de celui du récepteur d'image (celui-ci ne pouvant pas être atteint), ce qui nécessite en général l'application de facteurs correctifs, et devant les éléments mécaniques de protection du récepteur d'image, qui atténuent le faisceau. Suivant la méthode proposée, seuls les photons atteignant effectivement le plan du récepteur d'images sont mesurés, ce qui est préférable du point de vue de la qualité des images, mais peut poser problème du point de vue de la radioprotection. S'il est nécessaire de spécifier le point de fonctionnement obtenu en termes compatibles avec les procédures traditionnelles, on devra donc recourrir soit au calcul d'un facteur correctif soit réaliser un étalonnage propre à l'équipement, mais ne nécessitant pas d'être remesuré sur toutes les installations. Enfin, une dernière correction devra être appliquée ; en effet, le terme de bruit mesuré peut présenter des majorations dues à d'autres effets (effet Swank, effet Lubberts), ou inversement être réduit par le fait que la transmission des modulations spatiales dans l'image n'est pas de 100% pour toutes les fréquences. Ce comportement est décrit par la fonction de transfert de modulation (FTM). Le facteur de réduction de bruit apparent lié à la FTM peut être calculé indépendamment à partir de celle-ci, ou, à nouveau, déterminé par un étalonnage initial. La FTM peut être mesurée en utilisant les méthodes connues, telles que mesure d'amplitude sur une mire sinusoïdale, calcul à partir de la mesure de la valeur efficace de la modulation dans une image de mire périodique rectangulaire (méthode de Droege), ou dérivée de la réponse à l'image d'un bord. On trouvera une description détaillée de la théorie et des calculs associés dans l'article DQE (f) of an Amorphous Silicon Flat Panel X-ray Detector : Detector, Parameter Influences and Measurement Methodology , par Paul R. Granfors and Richard Aufrichtig, publié dans Proceedings of SPIE, Volume 3977, Médical Imaging 2000 : Physics of Médical Imaging, (avril 2000). On peut remarquer que la mesure du bruit d'image servant au calcul du nombre de photons et la mesure de FTM peuvent être avantageusement effectuées à partir d'une image unique, par exemple en utilisant un objet test et les méthodes associées décrits dans le brevet US 5841835 (Aufrichtig et Tokman, pour la société General Electric). Pour ce point précis, les systèmes utilisant un détecteur à panneau plat seront avantagés puisque ia FTM est essentiellement stable, résultant de la construction du détecteur. Par contre, dans le cas des systèmes à intensificateurs d'image comme décrits dans la figure 2, il sera nécessaire de réaliser une mesure de FTM avant toute opération d'étalonnage de dose suivant le procédé proposé, car la FTM peut varier plus facilement, avec les variations d'ajustement de l'intensificateur124, ou de la focalisation des optiques 121 et 123. On en déduira si l'on est toujours dans les conditions initiales, ou si la FTM a changé, nécessitant un réajustement ou l'application d'un facteur correctif. Le phénomène serait encore pire avec un détecteur d'image 105 du type tube analyseur, qui est soumis à une variation régulière de résolution spatiale avec l'usure. C'est pour cette raison que le procédé est proposé maintenant, avec le développement des nouveaux détecteurs plats, qui le rendent beaucoup plus robuste. Ces calculs d'étalonnage pourront être effectués par l'un des processeurs de l'appareil de radiologie, normalement affecté à d'autres tâches. En variante, on peut prévoir d'effectuer ces mêmes opérations après une soustraction d'images permettant de ne conserver que les termes qui varient d'une image à l'autre et qui correspondent à la fluctuation d'une mesure à une autre due au bruit d'amplification et au bruit quantique. Le bruit d'amplification peut être éliminé par calcul en utilisant par exemple deux mesures effectuées à des niveaux d'image sensiblement différents, obtenus en ajustant le courant d'alimentation du tube à rayons X ou la durée de la pose. En appliquant le procédé et les corrections qui viennent d'être décrits, on établit ainsi une relation précise entre respectivement le nombre de photons et la dose à l'entrée du récepteur d'images. Il en résulte que l'étalonnage de l'appareil de radiologie peut être effectué sans dosimètre dédié en se servant du récepteur d'images comme compteur de photons. On parvient ainsi à une simplification de l'appareil de radiologie. REVENDICATIONS 1. Procédé d'étalonnage d'un appareil de radiologie du type comprenant une source de rayonnement, ce rayonnement étant constitué de photons X, un moyen de détection du rayonnement X après qu'il a traversé l'objet dont on cherche à réaliser des images, des moyens d'acquisition et de traitement d'images aptes à fournir d'une part un signal image I, et d'autre part un signal B représentatif de l'intensité de cette image, et un moyen de visualisation des images connecté au moyen de détection, procédé dans lequel, pendant la phase d'étalonnage, on acquiert une image dans des conditions spécifiées, on calcule la moyenne m et la variance a2 de la distribution des valeurs 1 des points constituant l'image à l'intérieur d'une zone définie de l'image, la moyenne m et la variance a2 étant respectivement égales à kN et à k2N de part la propriété du bruit quantique des photons X de suivre la loi de Poisson, N étant le nombre de photons contribuant effectivement à la formation de l'image, et k étant un facteur de gain inconnu spécifique à l'appareil que l'on cherche à étalonner, on en déduit la valeur du coefficient k, la valeur de N dans les conditions de l'étalonnage, et la valeur d'un facteur f, avec B =fxN, et on en déduit alors une consigne de dose de rayons X devant être émis par la source de rayonnement pour obtenir en sortie une image satisfaisant à des seuils de qualité prédéterminés. 2. Procédé selon la revendication 1 dans lequel l'intensité B est obtenue par traitement de la totalité ou d'une partie du signal image. 3. Procédé selon la revendication 1 dans lequel l'intensité B est égale à la moyenne des points de l'image dans une zone prédéfinie. 4. Procédé selon la revendication 1 dans lequel les moyens de calcul de l'intensité B ont un état différent entre la phase d'étalonnage et la phase d'utilisation. 5. Procédé selon la revendication 1, dans lequel on réitère les étapes précédentes pour obtenir la valeur du facteur f pour différentes valeurs de N. 6. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel, au cours de la phase d'étalonnage, on centre le spectre du faisceau de rayons X sur une énergie donnée en diminuant la haute tension d'alimentation de la source de rayonnement et en disposant un filtre réduisant significativement la proportion de rayons X de faible énergie. 7. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel, on effectue les opérations d'étalonnage pour plus d'une bande d'énergie de rayons X. 8. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel on effectue préalablement une soustraction d'images au cours de la phase d'étalonnage. 9. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel on effectue les opérations d'étalonnage pour différentes valeurs de l'intensité du rayonnement X, en vue d'identifier la contribution à la mesure des sources de bruit autres que le bruit quantique des rayons X, afin d'éliminer cette contribution. 10. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel les étapes sont effectuées de façon automatique. Il. Appareil de radiologie du type comprenant une source de rayonnement (1), ce rayonnement étant constitué de photons X, un moyen de détection (5) du rayonnement X après qu'il a traversé l'objet (3) dont on cherche à réaliser des images, des moyens d'acquisition et de traitement d'images aptes à fournir d'une part un signal image I, et d'autre part un signal B représentatif de l'intensité de cette image, et un moyen de visualisation des images connecté au moyen de détection, caractérisé par le fait qu'il comprend des moyens d'étalonnage aptes à calculer la moyenne m et la variance c'de la distribution des valeurs I des points constituant l'image à l'intérieur d'une zone définie de l'image, la moyenne m et la variance cy2 étant respectivement égales à kN et à k2N de part la propriété du bruit quantique des photons X de suivre la loi de Poisson, N étant le nombre de photons contribuant effectivement à la formation de l'image, et k étant un facteur de gain C > inconnu spécifique à l'appareil que l'on cherche à étalonner, à en déduire la valeur du coefficient k, la valeur de N dans les conditions de l'étalonnage, et la valeur d'un facteur f, avec B =fxN, et à en déduire alors une consigne de dose de rayons X devant être émis par la source de rayonnement pour obtenir en sortie une image satisfaisant à des seuils de qualité prédéterminés. 12. Appareil selon la revendication 11, caractérisé par le fait qu'il comprend des moyens de détermination de l'intensité B de l'image comprenant un capteur dédié, par exemple de type optoélectronique, placé après conversion de l'image radiante de rayons X en image optique et recevant un signal lumineux dérivé du trajet optique de l'image. 13. Programme d'ordinateur comprenant des moyens de code programme pour mettre en oeuvre les étapes du procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 10, lorsque ledit programme fonctionne sur un ordinateur.