Brevet FR2849574A1 — publié le 20040702

PROCEDE ET DISPOSITIF POUR REDUIRE DES ARTEFACTS A SENSIBILITE SPECTRALE La présente invention concerne d'une façon générale une technique s d'imagerie médicale et, en particulier, le domaine de la radiologie numérique. En imagerie radiologique numérique, deux étapes de correction peuvent être exécutées sur des images brutes, à savoir une correction de décalage et un étalonnage de gain. L'étalonnage de gain compense les manques d'uniformité de gain dans le détecteur numérique, qui peuvent être présentes sur une image brute à correction de décalage, à 10 l'aide d'une mappe d'étalonnage de gain. En particulier, la présente invention est relative à un procédé pour adapter une mappe d'étalonnage de gain sur une image radiologique pour réduire ou supprimer des artefacts, notamment ceux visibles lors de l'affichage d'un objet plat. Les systèmes d'imagerie radiologique numérique sont de plus en plus 15 courants pour produire des données numériques qui peuvent être reconstruites sous la forme d'images radiographiques utiles. Dans les systèmes d'imagerie radiologique numérique actuels, le rayonnement venant d'une source est dirigé vers un sujet, ordinairement une patiente dans une application diagnostique médicale. Une partie du rayonnement traverse la patiente et frappe un détecteur. La surface du détecteur 20 convertit le rayonnement en photons de lumière qui sont détectés. Le détecteur est divisé en une matrice d'éléments d'image ou pixels distincts, et code les signaux d'entrée d'après la quantité ou l'intensité du rayonnement frappant chaque région de pixel. Comme l'intensité du rayonnement est modifiée pendant le passage du rayonnement à travers la patiente, les images reconstruites d'après les signaux de 25 sortie donnent une projection des tissus de la patiente qui est semblable à celles possibles par des techniques classiques à film photographique. Les systèmes d'imagerie radiologique numérique sont particulièrement utiles du fait de leur aptitude à recueillir des données numériques reconstructibles sous la forme des images dont les radiologues et les médecins diagnosticiens ont besoin, ces 30 données étant stockées sous une forme numérique ou archivées jusqu'à ce qu'on en ait besoin. Les données numériques produites par les systèmes radiologiques numériques directs peuvent être traitées et mises en valeur, mémorisées, transmises par l'intermédiaire de réseaux et utilisées pour reconstruire des images qui peuvent être affichées à n'importe quel endroit voulu sur des écrans et autres moyens 35 d'affichage d'images vidéo. Des artefacts peuvent être introduits dans l'image radiologique produite en raison de divers facteurs présents dans la chaîne de formation d'image. Ces facteurs comprennent le manque d'uniformité dans l'épaisseur des scintillateurs, des variations dans les systèmes électroniques de lecture, la répartition du flux dans les tubes et les 5 défauts d'homogénéité dans le matériau qui enveloppe le scintillateur. Pour corriger des artefacts d'image résultant de ces divers facteurs, on peut exécuter un étalonnage de gain en employant une mappe de compensation de gain. Comme certains de ces facteurs, par exemple les variations de contraste et les artefacts liés à des manques d'homogénéité dans l'épaisseur des scintillateurs et le matériau enveloppant, 10 dépendent beaucoup du spectre des rayons X incidents sur le détecteur, la mappe de compensation de gain peut être fonction du spectre des rayons X incidents sur le détecteur. Ordinairement, un étalonnage de gain est effectué pendant l'installation ou l'entretien d'un système. L'étalonnage, s'il tient entièrement compte des variables du 15 système, doit reposer sur un certain nombre de conditions ou de combinaisons de réglages telles que les réglages de sources, les réglages de filtres de rayonnements, l'épaisseur et la composition de l'objet atténuant, etc., qui influencent les spectres du rayonnement utilisé pour produire des images. Le temps disponible pour procéder à cet étalonnage est cependant ordinairement limité et, pour gagner du temps, le 20 détecteur numérique n'est ordinairement étalonné que dans des conditions d'acquisition finies, ordinairement deux dans le cas spécifique de la mammographie numérique. L'une de ces mappes d'étalonnage en nombre fini est ensuite appliquée à toute image acquise dans le spectre diagnostique concerné pendant l'utilisation réelle. De plus, la patiente ou autre objet dont une image est produite crée une certaine 25 filtration finie des spectres qui dépend de l'épaisseur et de la composition de la région dont une image est produite. L'utilisation d'un nombre fini de mappes d'étalonnage de gain en combinaison avec la large gamme de spectres existant actuellement dans la pratique courante de l'imagerie produit souvent des artefacts visibles, en particulier en ce qui concerne les facteurs qui varient d'une manière liée au spectre. Ces écarts et ces insuffisances des mappes de correction de gain sont particulièrement notables ou évidents si l'objet ou la région dont on produit une image est plat par rapport au détecteur, par exemple dans le cas des systèmes de mammographie. En mammographie, ainsi que dans certaines autres situations diagnostiques, la zone de l'image présentant un intérêt diagnostique s'étend jusqu'au 35 bord du détecteur. Cependant, en raison de défauts d'uniformité sur le bord du détecteur, la correction de gain risque d'être compromise près du bord, ce qui donne lieu à de puissants artefacts à sensibilité spectrale sur le bord. En particulier, il risque d'y avoir une diminution de l'épaisseur de la matière formant scintillateur, ordinairement de l'iodure de césium (CsI), ce qui peut aboutir à des variations de 5 contraste ou des artefacts à sensibilité spectrale. Dans de tels cas, l'utilisation d'un nombre fini de mappes de correction de gain, acquise chacune en des points d'utilisation distincts, peut ne pas convenir pour corriger correctement le gain près du bord du détecteur en raison de la variation d'épaisseur du scintillateur et de la nature à sensibilité spectrale de ces artefacts. De plus, les variations de gain liées au spectre risquent d'avoir pour conséquence que des détecteurs par ailleurs acceptables soient refusés au stade de l'assurance qualité lors de l'acquisition d'une image d'essai dans un spectre autre que ceux utilisés pour l'étalonnage. En particulier, les essais et la gestion de la qualité des détecteurs pour systèmes de mammographie, ou pour d'autres systèmes pour lesquels 15 on recherche de bonnes performances vers le bord du détecteur, risquent d'amener à refuser des détecteurs qui sont par ailleurs acceptables dans ces circonstances. En particulier, bien que de telles variations puissent ne pas influencer la qualité de la plupart des images, elles risquent néanmoins de provoquer, après la correction de gain, une erreur résiduelle plus grave que celle autorisée pour répondre aux 20 exigences de qualité d'image. De plus, un étalonnage avec des spectres de rayons X différents des spectres de contrôle de qualité ou de diagnostic risque d'aboutir à un refus d'un détecteur même si un étalonnage de gain approprié avec ces spectres doit aboutir à l'acceptation du détecteur. Une faible productivité concernant les détecteurs à la suite des procédés de fabrication survient de ce fait même si un bon étalonnage 25 doit améliorer ces productivités. Une technique pour réaliser une correction de gain sans lui consacrer trop de temps et qui permette une production d'image à champ plat sans artefact pour toutes les conditions d'acquisition possibles est donc souhaitable. La présente technique constitue une nouvelle solution pour limiter ou 30 supprimer, sur des images, des artefacts résultant de variations spécifiques de détecteurs qui aboutissent à des réponses à sensibilité spectrale du gain. En particulier, des variations de l'épaisseur du scintillateur, en particulier autour du bord du détecteur, risquent de provoquer des réponses à sensibilité spectrale du gain. De plus, pendant le dépôt du scintillateur, il peut se déposer des particules de CsI 35 pouvant également provoquer de brusques variations dans des mappes d'étalonnage de gain à sensibilité spectrale. La présente technique remédie à ces manques d'uniformité spécifiques d'un spectre pour réaliser une correction de gain sur toute l'image, y compris les bords de l'image et les particules de CsI. Selon un premier aspect de la technique, il est proposé un procédé pour 5 réaliser une mappe de correction de gain adaptée. Une mappe de correction de gain pour un détecteur à partir d'un premier spectre de rayons X est obtenue. La mappe de correction de gain est adaptée à partir d'un modèle mathématique. Une entrée comportant au moins une condition d'acquisition et un attribut de détecteur est prévue pour le modèle, et il en résulte une mappe de correction de gain adaptée. La 10 mappe de correction de gain adaptée corrige le gain d'une image générée par le détecteur avec un second spectre de rayons X. Selon un autre aspect de la technique, il est proposé un procédé pour produire une image à correction de gain. Une image est acquise à l'aide d'un détecteur de rayons X à partir d'un premier spectre de rayons X. Une mappe de 15 correction de gain, qui a été obtenue à partir d'un second spectre de rayons X, est appliquée à l'image pour produire une image à adaptation de gain. Un ou plusieurs facteurs de correction respectifs sont appliqués à une pluralité de pixels dont l'un appartenant à une rangée sur un bord et à une colonne sur un bord de l'image à adaptation de gain pour former une image à correction de gain. Selon encore un autre aspect de la technique, il est proposé un procédé pour déterminer des facteurs de correction de gain pour un bord d'image. Une image radiologique est acquise à l'aide d'un détecteur exposé à un spectre de rayons X et d'un objet concerné. Deux mesures ou davantage de la tendance centrale de l'intensité des pixels pour l'une des colonnes non située sur un bord et l'une des rangées non 25 située sur un bord de l'image radiologique sont réalisées. Une dominante pour les mesures de la tendance centrale est calculée. Un ou plusieurs facteurs de correction reposant sur la dominante respectivement pour l'une des colonnes située sur un bord et l'une des rangées située sur un bord de l'image radiologique sont calculés. Selon encore un autre aspect de la technique, il est proposé un système 30 radiologique comprenant une source de rayons X agencée pour émettre une pluralité de spectres de rayons X et un détecteur de rayons X agencé pour détecter des rayons X émis par la source de rayons X. De plus, le système comprend une commande de détecteur coopérant avec le détecteur de rayons X et une commande de système, coopérant avec la commande de détecteur. La commande de détecteur et/ou la 35 commande de système sont agencées pour fournir à un modèle mathématique une condition d'acquisition et/ou un attribut de détecteur et pour générer une mappe de correction de gain adaptée en appliquant le modèle mathématique à une mappe de correction de gain acquise à partir d'un premier spectre de rayons X. La mappe de correction adaptée est apte à corriger le gain d'une image acquise à partir d'un second spectre de rayons X. Selon un aspect différent de la technique, il est proposé un système radiologique comprenant une source de rayons X agencée pour émettre une pluralité de spectres de rayons X et un détecteur de rayons X agencé pour détecter des rayons X émis par la source de rayons X. De plus, le système comprend une commande de 10 détecteur coopérant avec le détecteur de rayons X et une commande de système, coopérant avec la commande de détecteur. La commande de détecteur et/ou la commande de système sont agencées pour appliquer un ou plusieurs facteurs de correction à une pluralité de pixels constituant une région de bord d'une image radiologique afin de former une image à correction de gain. Selon un autre aspect de la technique, il est proposé un moyen formel servant à produire une mappe de correction de gain adaptée, comprenant un programme pour obtenir une mappe de correction de gain pour un détecteur à partir d'un premier spectre de rayons X. Le moyen formel comprend en outre un programme servant à adapter la mappe de correction de gain d'après un modèle 20 mathématique qui accepte comme entrée une condition d'acquisition et/ou un attribut de détecteur. Il en résulte une mappe de correction de gain adaptée qui corrige le gain d'une image générée par le détecteur à partir d'un second spectre de rayons X. Selon un autre aspect de la technique, il est proposé un moyen formel servant à produire une image à correction de gain, comprenant un programme servant 25 à acquérir une image fournie par un détecteur de rayons X à partir d'un premier spectre de rayons X. Le moyen formel comprend en outre un programme servant à appliquer à l'image, pour produire une image à réglage de gain, une mappe de correction de gain obtenue à partir d'un second spectre de rayons X. De plus, le moyen formel comprend un programme servant à appliquer un ou plusieurs facteurs 30 de correction de bords respectifs à une pluralité de pixels de bords, comportant un ou plusieurs bords de l'image à réglage de gain pour former une image à correction de gain. Selon un aspect différent de la technique, il est proposé un système radiologique comprenant une source de rayons X agencée pour émettre une pluralité 35 de spectres de rayons X et un détecteur de rayons X agencé pour détecter des rayons X émis par la source de rayons X. De plus, le système comprend une commande de détecteur coopérant avec le détecteur de rayons X et une commande de système, coopérant avec la commande de détecteur. La commande et détecteur et/ou la commande de système comportent un moyen servant à régler une mappe de 5 correction de gain pour former une mappe de correction de gain réglée qui corrige le gain d'une image générée par le détecteur. Selon un aspect différent de la technique, il est proposé un système radiologique comprenant une source de rayons X agencée pour émettre une pluralité de spectres de rayons X et un détecteur de rayons X agencé pour détecter des rayons 10 X émis par la source de rayons X. En outre, le système comprend une commande de détecteur coopérant avec le détecteur de rayons X et une commande de système, coopérant avec la commande de détecteur. Le système comprend également un moyen servant à recueillir le gain d'une image radiologique acquise d'après au moins un ou plusieurs attributs de détecteur, une ou plusieurs conditions d'acquisition et un 15 ou plusieurs modèles mathématiques. 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 est une vue générale schématique d'un système d'imagerie radiologique numérique dans lequel est mise en oeuvre la présente technique; la Fig. 2 est une représentation schématique de certains des circuits servant à produire des données d'image dans un détecteur du système de la Fig. 1 afin de produire des données d'image pour une reconstruction; la Fig. 3 est une vue partielle en coupe représentant un exemple de structure de détecteur pour produire les données d'image; la Fig. 4 est une vue en coupe transversale illustrant la variation de hauteur de scintillateur à proximité du bord d'un détecteur; la Fig. 5 est un organigramme d'une première forme de réalisation de la 30 présente technique, dans laquelle est utilisée une mappe de correction de gain adaptée; et la Fig. 6 est une organigramme d'une autre forme de réalisation de la présente invention dans laquelle des facteurs de correction de colonnes sont obtenus. La Fig. 1 représente schématiquement un système d'imagerie 10 servant à acquérir et traiter des données d'image sous la forme de pixels distincts. Dans la forme de réalisation illustrée, le système 10 est un système radiologique numérique conçu à la fois pour acquérir des données d'une image originale et pour traiter les 5 données d'image afin de les afficher selon la technique actuelle. Dans la forme de réalisation illustrée sur la Fig. 1, le système d'imagerie 10 comprend une source de rayonnement 12 de rayons X placée au voisinage immédiat d'un collimateur 14. La source 12 comporte une cible qui est bombardée par des électrons et, en réponse, produit un courant de rayonnement 16 constitué par des photons de rayons X. En 10 plus, la source 12 peut comporter un filtre spectral qui limite le spectre du rayonnement de rayons X comportant le courant de rayonnement 16. Dans des applications concernant la mammographie, la cible peut être en molybdène, en rhodium ou en tungstène tandis que le filtre spectral peut être en aluminium, en molybdène ou en rhodium. La composition de la cible et du filtre spectral, ainsi que 15 la tension d'accélération du faisceau d'électrons appliqué, déterminent le spectre de rayons X émis par la source 12. Le spectre peut en outre être modifié par le trajet d'atténuation suivi par les rayons X. Le collimateur 14 permet au courant de rayonnement 16 d'entrer dans une région dans laquelle est placé un sujet tel qu'une patiente humaine 18. Une partie du 20 rayonnement 20 passe à travers le sujet ou autour de celui-ci et frappe un détecteur radiologique numérique, désigné globalement par le repère 22. Comme décrit plus en détail ci-après, le détecteur 22 convertit les photons de rayons X reçus sur sa surface en photons d'énergie plus basse, et ensuite en signaux électriques qui sont acquis et traités pour reconstruire une image des détails caractéristiques du sujet. La source 12 est commandée par un circuit d'alimentation électrique/commande 24 qui fournit à la fois des signaux électriques et des signaux de commande pour séquences d'examen. De plus, le détecteur 22 est couplé à une commande 26 de détecteur qui demande l'acquisition des signaux générés dans le détecteur. La commande 26 de détecteur peut également exécuter diverses fonctions 30 de traitement et de filtration de signaux, notamment pour le réglage initial de gammes dynamiques, l'entrelacement de données d'image numérique, etc. Le circuit d'alimentation électrique/commande 24 et la commande 26 de détecteur réagissent tous deux à des signaux provenant d'une commande 28 de système. Globalement, la commande 28 de système demande le fonctionnement du système d'imagerie pour 35 exécuter des protocoles d'examen et pour traiter des données d'image acquises. Dans le présent contexte, la commande 28 de système comprend également des circuits de traitement de signaux, reposant ordinairement sur un ordinateur général ou pour des applications spécifiques, des circuits de mémoire correspondants 33 servant à enregistrer des programmes et des sous- programmes exécutés par l'ordinateur, ainsi 5 que des paramètres de configuration et des données d'image, des circuits d'interface, etc. Les circuits de mémoire 33 peuvent comporter divers supports magnétiques, optiques ou autres supports de mémorisation courants. Dans la forme de réalisation illustrée sur la Fig. 1, la commande 28 de système est liée à au moins un dispositif de sortie tel qu'un écran ou une imprimante, 10 désigné par le repère 30. Le dispositif de sortie peut comporter des écrans d'ordinateurs ordinaires ou spéciaux et des circuits de traitement correspondants. Un ou plusieurs postes de travail 32 d'opérateurs peuvent en outre être liés au système pour délivrer des paramètres de système, demander des examens, visionner des images, etc. D'une manière générale, les écrans, les imprimantes, les postes de 1 5 travail, les circuits de mémoire et autres fournis dans le système peuvent être locaux pour les composants d'acquisition de données, ou peuvent être à distance de ces composants, par exemple ailleurs dans un établissement ou un hôpital, ou dans un lieu entièrement différent, reliés au système d'acquisition d'image par un ou plusieurs réseaux configurables tels que l'Internet, des réseaux privés virtuels, etc. La Fig. 2 est une représentation schématique d'organes du détecteur numérique 22. La Fig. 2 représente également une commande de détecteur d'imagerie ou IDC 34 qui sera installée d'une manière typique à l'intérieur de la commande 26 de détecteur. L'IDC 34 comporte une unité centrale ou processeur de signaux numériques, ainsi que des circuits de mémoire pour demander au détecteur 25 l'acquisition de signaux détectés. L'IDC 34 est couplée par l'intermédiaire de conducteurs bidirectionnels à fibres optiques, au circuit de commande 36 de détecteur à l'intérieur du détecteur 22. De ce fait, l'IDC 34 échange des signaux d'instructions pour des données d'image dans le détecteur pendant le fonctionnement. Des circuits de mémoire logés soit dans le détecteur 22 soit dans l'IDC 34 30 contiennent des données accessibles ultérieurement. Par exemple, les données peuvent être fournies aux circuits de mémoire résidents pendant la fabrication du détecteur 22 et de ses circuits correspondants, ou encore les données peuvent être téléchargées vers les circuits de mémoire après la fabrication ou l'installation. Les circuits de commande 36 de détecteur reçoivent un courant continu 35 d'une source de courant, désignée globalement par le repère 38. Les circuits de commande 36 de détecteur sont agencés pour émettre des instructions de synchronisation et de commande pour des excitateurs en rangées et colonnes servant à émettre des signaux pendant des phases d'acquisition de données du fonctionnement du système. Par conséquent, les circuits 36 transmettent des signaux 5 d'alimentation électrique et de commande aux circuits de référence/régulation 40 et reçoivent des circuits 40 des données de pixels d'image numérique. Dans une forme de réalisation actuellement préférée illustrée, le détecteur 22 est constitué par un scintillateur qui convertit des photons de rayons X reçus sur la surface du détecteur pendant des examens en photons (lumière) d'énergie plus basse. 10 Une matrice de photodétecteurs convertit ensuite les photons de lumière en signaux électriques représentant le nombre de photons ou l'intensité du rayonnement frappant des régions de pixels individuels de la surface du détecteur. Un système électronique de lecture convertit les signaux analogiques qui en résultent en valeurs numériques pouvant être traitées, mémorisées et affichées, par exemple sur un écran 30 ou un 15 poste de travail 32 à la suite de la reconstruction de l'image. Dans une présente forme, la matrice de photodétecteurs est formée sur une base unique en silicium amorphe. Les éléments de la matrice sont organisés en rangées et colonnes, chaque élément étant constitué par une photodiode et un transistor à couche mince. La cathode de chaque diode est connectée à la source du transistor et les anodes de 20 toutes les diodes sont connectées à une tension de polarisation négative. Les grilles des transistors de chaque rangée sont connectées les unes aux autres et les électrodes des rangées sont connectées au système électronique de balayage. Les drains des transistors d'une colonne sont connectés les uns aux autres et une électrode de chaque colonne est connectée au système électronique de lecture. Dans la forme de réalisation particulière illustrée sur la Fig. 2, par exemple, un bus 42 de rangées comporte une pluralité de conducteurs pour permettre la lecture à partir de diverses colonnes du détecteur, ainsi que pour neutraliser des rangées et appliquer une tension de compensation de charge, si nécessaire, à certaines rangées. Un bus 44 de colonnes comporte des conducteurs supplémentaires pour demander la 30 lecture des colonnes tandis que les rangées sont successivement neutralisées. Le bus 42 de rangées est couplé à une série d'excitateurs 46 de rangées dont chacun demande la neutralisation d'une série de rangées du détecteur. De même, le système électronique de lecture 48 est couplé au bus 44 de colonnes pour demander la lecture de toutes les colonnes du détecteur. Dans la forme de réalisation illustrée, les excitateurs 46 de rangées et le système électronique de lecture 48 sont couplés à un panneau 50 de détecteur qui peut être subdivisé en plusieurs parties 52. Chaque partie 52 est couplée à l'un des excitateurs 46 de rangées et comporte un certain nombre de rangées. De même, 5 chaque excitateur 48 de colonne est couplé à une série de colonnes. L'agencement de photodiodes et de transistors à couche mince évoqués plus haut définie de la sorte une série de pixels ou éléments d'image distincts 54 disposés en rangées 56 et en colonnes 58. Les rangées et les colonnes définissent une matrice 60 d'image, ayant une hauteur 62 et une largeur 64. Comme représenté également sur la Fig. 2, chaque pixel 54 est défini globalement au niveau du croisement d'une rangée et d'une colonne, à l'endroit o une électrode 68 d'une colonne croise une électrode 70 d'une rangée. Comme indiqué plus haut, un transistor 72 à couche mince est disposé à l'emplacement de chaque croisement pour chaque pixel, de même qu'une photodiode 74. A mesure que chaque 15 rangée est neutralisée par les excitateurs 46 de rangées, les signaux provenant de chaque photodiode deviennent accessibles par l'intermédiaire du système électronique de lecture 48 et peuvent être convertis en signaux numériques en vue d'un traitement et d'une reconstruction d'image ultérieures. La Fig. 3 représente globalement un exemple de disposition physique des 20 organes représentés schématiquement sur la Fig. 2. Comme représenté sur la Fig. 3, le détecteur peut comporter un substrat en verre 76 sur lequel sont disposés les composants décrits ci-après. Des électrodes 68 de colonnes et des électrodes 70 de rangées sont disposées sur le substrat, et une matrice de panneaux plats 78 en silicium amorphe est formée, comportant les transistors à couche mince et les 25 photodiodes décrits plus haut. Un scintillateur 80 est disposé au-dessus de la matrice 78 en silicium amorphe pour recevoir un rayonnement pendant des séquences d'examen décrites plus haut. Des doigts de contact 82 sont formés pour faire communiquer des signaux vers et depuis les électrodes de colonnes et de rangées, et des conducteurs de contact 84 sont prévus pour communiquer des signaux entre les 30 doigts de contact et des circuits extérieurs. Le scintillateur 80 est ordinairement constitué de cristaux d'iodure de césium (CsI) qui sont formés sur la matrice 78 en silicium amorphe et sur le substrat en verre 76 par des techniques de dépôt en phase vapeur. Ordinairement, l'épaisseur souhaitable de la couche de CsI est de 50 à 350 >tm pour des mammographies, et peut 35 atteindre 700 micromètres en fluoroscopie ou en radiographie. Le procédé de dépôt peut donner à l'épaisseur du scintillateur 80 une forme conique à l'approche des bords du substrat 76, comme représenté sur la Fig. 4. Le bord conique 90 peut avoir une épaisseur variable et aboutit généralement à un seuil en époxy 92 disposé autour des bords du substrat 76. Le bord conique 90, et d'autres absences d'uniformité dans le détecteur ou des couches de celui-ci provoquent une réponse en gain dans le détecteur 22. Cette réponse en gain varie à différents endroits sur le détecteur 22, même si le flux de rayons X frappe uniformément le détecteur et concerne un spectre donné, car le gain est fonction non seulement du spectre et del'uniformité des rayons X, mais encore de 10 l'épaisseur du scintillateur 80. L'étalonnage du gain est effectué avec un spectre de rayons X particulier pour obtenir une mappe de correction de gain pour ce spectre. La mappe de correction de gain peut ensuite être appliquée à une image, pixel après pixel, pour corriger la réponse en gain tant que le spectre de rayons X pendant l'acquisition d'une image est le même que celui du moment o a été effectué 15 l'étalonnage de gain. Cependant, si le spectre de rayons X frappant le détecteur pendant l'acquisition d'une image est différent de celui utilisé pendant l'étalonnage du gain, la région conique 90 et d'autres absences d'uniformité génèrent une réponse en gain qui n'est pas correctement corrigée par la mappe d'étalonnage de gain, c'est-à-dire que le 20 processus de correction de gain laisse des erreurs résiduelles en raison du manque de correspondance entre la mappe d'étalonnage et la variation de gain observée pendant l'acquisition. Cette réponse en gain mal corrigée se traduit par des variations de contraste de l'image qui peuvent être visibles sous la forme d'artefacts de l'image. Des variations brusques de l'épaisseur de CsI dans la zone diagnostique risquent de 25 produire ces erreurs résiduelles en créant l'aspect d'une structure anatomique provoquant des erreurs d'interprétation. En particulier, le bord du détecteur 22 peut être sujet à de telles brusques variations de l'épaisseur du CsI du fait du processus de dépôt, ce qui aboutit à des artefacts d'image pouvant gêner l'interprétation en mammographie et dans d'autres applications o la zone voulue de l'image s'étend 30 jusqu'au bord du détecteur. Par exemple, en mammographie, pour des raisons pratiques, telles que le temps nécessaire pour effectuer un étalonnage de gain, on effectue ordinairement seulement deux étalonnages de gain sur un système radiologique 10. Dans de tels cas, seules deux mappes de correction de gain obtenues avec des spectres de rayons 35 X différents sont utilisables pour la correction de gain par le système 10. Ces mappes de correction de gain acquises dans des conditions correspondant beaucoup aux conditions d'imagerie réelle sont par conséquent appliquées à une image acquise, indépendamment du fait que les spectres de rayons X au moment de l'acquisition de l'image correspondent exactement ou non à celui du moment de l'étalonnage de gain, 5 en produisant dans certains cas sur le bord des artefacts d'image visibles. De plus, l'objet dont une image est réalisée, par exemple un sein d'une patiente, filtre dans une certaine mesure le spectre de rayons X, selon l'épaisseur de l'objet dont on réalise une image et sa composition. Une technique pour effectuer une correction de gain lorsque le spectre de rayons X pendant l'acquisition d'une image diffère de celui existant 10 pendant l'étalonnage du gain est donc souhaitable pour réduire ou supprimer dans l'image acquise des artefacts à sensibilité spectrale. Selon une présente forme de réalisation, illustrée sur la Fig. 5, une mappe de correction de gain 94 est adaptée à l'aide de facteurs et de modèles connus. La mappe de correction de gain 94 peut être générée par une étape antérieure d'étalonnage de 15 gain avec un premier spectre de rayons X. Dans le cas o plusieurs mappes de correction de gain 94 ont été préalablement créées et sont accessibles, la mappe de correction de gain 94 sélectionnée pour l'adaptation peut être sélectionnée sur la base d'une similitude d'une ou plusieurs conditions d'acquisition 100. Par exemple, la mappe de correction de gain 94 choisie peut être celle obtenue dans des conditions 20 d'acquisition 100, qui peuvent comporter la tension d'accélération appliquée par le système, la composition de la cible, la composition du filtre spectral, l'épaisseur du filtre spectral, l'épaisseur de l'objet atténuant, la composition de l'objet atténuant et d'autres objets connus sur le trajet d'atténuation, qui sont semblables aux conditions d'acquisition 100 du moment. L'étape d'adaptation 96 utilise un modèle 25 mathématique 98 qui tient compte de facteurs tels que les conditions d'acquisition ou les attributs 102 du détecteur pour former la mappe de correction de gain adaptée 104. Concrètement, l'étape d'adaptation 96 est effectuée soit par la commande 28 de système soit par la commande 26 de détecteur du système 10. Les conditions d'acquisition 100 évoquées ci-dessus couvrent généralement 30 les facteurs qui déterminent le spectre réel de rayons X frappant le détecteur 22. De même, les attributs 102 du détecteur couvrent globalement les facteurs déterminant la sensibilité spectrale variable du détecteur 22 et peuvent comporter des variations d'épaisseur du scintillateur, de la composition d'une éventuelle matière protectrice enveloppant le scintillateur, et des défauts d'homogénéité dans la matière protectrice 35 enveloppante. Les attributs 102 du détecteur peuvent être recueillis pendant la fabrication du détecteur 22 ou peuvent être déterminés par un processus d'étalonnage séparé. Les attributs 102 du détecteur peuvent être mémorisés dans le système 10, par exemple dans une mémoire résidente du détecteur 22 ou la commande 26 de détecteur, ou sur un support accessible au système 10, sous un format lisible par un 5 ordinateur, par exemple un code de données enregistré sur un support magnétique, optique ou accessible par un réseau. Le modèle mathématique 98 prend en compte les facteurs comprenant les conditions d'acquisition 100 et les attributs 102 du détecteur de telle sorte que, lorsque ces facteurs sont fournis au modèle pendant l'étape d'adaptation 96, une 10 mappe de correction de gain adaptée 104 se forme pour le détecteur 22 et corrige correctement le gain pour le spectre d'imagerie réel. Le modèle mathématique 98 peut être obtenu de manière empirique ou théorique d'après des relations connues entre les facteurs déterminant le spectre de rayons X, l'épaisseur du scintillateur ou n'importe quelles autres conditions d'acquisition arbitraires. De la sorte, il est 15 possible de réaliser une mappe de correction de gain adaptée 104 qui assure une correction de gain correcte pour le détecteur 22 avec le spectre de rayons X d'acquisition, et non simplement avec les spectres d'étalonnage. La mappe de correction de gain adaptée 104 peut ensuite être appliquée à une image 106 acquise dans les conditions d'acquisition, comme indiqué par l'étape 108, pour produire une 20 image 110 à correction de gain. En ce qui concerne les attributs 102 du détecteur, les modèles mathématiques 98 peuvent être enregistrés sous une forme lisible par un ordinateur dans le système 10 lui-même ou sur un support accessible. Le modèle mathématique peut également être utilisé à priori pour un certain nombre de conditions d'acquisition telles que les conditions d'acquisition les plus 25 couramment employées dans la pratique, et les résultats enregistrés dans le système ou sur un support accessible. Si un modèle mathématique correspondant a été utilisé à priori et si le résultat est accessible au système, il n'est pas nécessaire de calculer le modèle mathématique à la volée. Une autre technique possible pour corriger des artefacts à sensibilité 30 spectrale résultant de variations de l'épaisseur du scintillateur utilise l'image acquise 106, comme illustré sur la Fig. 6, pour corriger des dominances connues sur le bord du détecteur 22. En particulier, les facteurs de correction 112 correspondant aux colonnes ou rangées proches du bord du détecteur 22 sont calculés à l'aide d'informations provenant d'autres colonnes 58 ou rangées 56 de l'image acquise. A 35 titre d'illustration, le calcul d'un facteur de correction 112 de colonnes est illustré sur la Fig. 6 pour des colonnes du bord, mais il doit être entendu que le processus illustré est également valable pour des rangées du bord. Initialement, l'image acquise 106 subit une correction nominale à l'aide d'une mappe de correction de gain 94 résidant dans le système 10 pour produire une 5 image 114 à réglage de gain. L'intensité moyenne des signaux dans les colonnes parallèles au bord est ensuite déterminée lors de l'étape 116 pour l'image 114 à réglage de gain. Les dominantes, ordinairement de nature linéaire, de l'intensité moyenne des signaux des colonnes sont ensuite analysées lors de l'étape 118 pour obtenir des facteurs de correction de gain 112 pour chaque colonne proche du bord 10 du détecteur 22. Ces facteurs de correction de gain 112 peuvent être obtenus par un algorithme d'adaptation de lignes ou par divers autres critères mathématiques d'adaptation. Les facteurs de correction de gain obtenus 112 sont ensuite appliqués à l'image 114 à réglage de gain lors de l'étape 108 pour produire l'image 110 à correction de gain. Bien qu'on considère l'intensité médiane d'un signal dans des 15 colonnes ou des rangées, n'importe quelle mesure de tendance centrale, par exemple des moyens ou des modes, peut être utilisée, l'utilisation d'une moyenne ne constituant qu'une possibilité. Dans une forme de réalisation, les attributs du détecteur, par exemple l'épaisseur de CsI à chaque pixel, sont estimés pendant le procédé de fabrication du 20 détecteur 22. Ces attributs du détecteur peuvent ensuite servir à adapter la mappe d'étalonnage de gain 94 par un facteur à sensibilité spectrale. Une table de conversion accessible par la commande 28 de système ou la commande 26 de détecteur peut contenir les attributs du détecteur ou une adaptation prédéterminée convenant pour l'espace de réalisation de l'acquisition. La table de conversion peut être enregistrée 25 dans un support de mémoire tel qu'une mémoire flash, dans le système 10, par exemple dans le détecteur 22 ou la commande 26 de détecteur, ou peut être stockée sur quelque autre support magnétique, optique ou accessible par un réseau. A partir de cet emplacement mémorisé, le système 10 peut accéder aux attributs du détecteur et obtenir ou appliquer la mappe de correction de gain appropriée 94 pour les 30 conditions d'acquisition, à une image acquise 106 pour produire une image 114 à réglage de gain en vue d'un autre traitement, comme illustré sur la Fig. 6. LISTE DES ELEMENTS Système d'imagerie 12 Source 14 Collimateur 16 Courant de rayonnement 18 Patiente Rayonnement traversant 1 5 22 Détecteur 24 Circuit d'alimentation électrique/commande 26 Commande de détecteur 28 Commande de système Ecran d'affichage/imprimante 32 Poste de travail d'opérateur 33 Dispositif de mémoire 34 Commande de détecteur d'imagerie 36 Circuits de commande de détecteur 38 Source de courant continu 42 5 44 46 48 10 52 '5 54 56 58 20 62 25 64 68 70 30 72 74 Circuits de référence/régulation Bus de rangées Bus de colonnes Excitateur de rangées Excitateur de colonnes Panneau du détecteur Partie Pixel Rangée Colonne Matrice de l'image Hauteur Largeur Electrode de colonne Electrode de rangée Transistor à couche mince Photodiode 76 78 5 80 82 84 10 94 15 96 20 102 104 25 106 108 110 30 112 114 Substrat en verre Matrice de panneaux plats en silicium amorphe Scintillateur Doigts de contact Conducteurs de contact Bord conique Mappe de correction de gain Adaptation de la mappe de correction de gain Modèles à base physique Conditions d'acquisition Attributs du détecteur Mappe de correction de gain adaptée Image acquise Appliquer la correction de gain Image à gain corrigé Facteurs de correction de colonnes Image à gain réglé 116 Déterminer les intensités moyennes du signal dans les colonnes 118 Analyser les dominanees linéaires dans les signaux moyens 120 Etalonner avec divers spectres de rayons X 122 Obtenir des facteurs de correction 124 Mémoriser des facteurs de correction REVENDICATIONS 1. Procédé pour réaliser une mappe de correction de gain adaptée (104), caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: obtenir une mappe de correction de gain (94) pour un détecteur (22) à partir d'un premier spectre de rayons X; et adapter (96) la mappe de correction de gain (94) d'après un modèle mathématique (98), le modèle mathématique (98) comportant comme entrée une condition d'acquisition (100) et/ou un attribut (102) de détecteur, de façon qu'une 10 mappe de correction de gain adaptée (104) soit obtenue, la mappe de correction de gain adaptée (104) corrigeant le gain d'une image (106) générée par le détecteur (22) avec un second spectre de rayons X. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'adaptation (96) de la 15 mappe de correction de gain (94) consiste à réunir une ou plusieurs conditions d'acquisition (100) comportant l'une au moins des conditions: tension d'accélération appliquée à une cible dans une source (12) de rayons X, composition de la cible, composition d'un filtre spectral associé à la source (12) de rayons X, épaisseur du filtre spectral, épaisseur d'un objet atténuant, et composition de l'objet atténuant. 20 3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'adaptation (96) de la mappe de correction de gain (94) consiste à réunir un ou plusieurs attributs (102) de détecteur, comprenant au moins l'un des attributs suivants: composition d'une couche protectrice au-dessus d'un scintillateur associé au détecteur (22), un ou 25 plusieurs défauts d'homogénéité dans la couche protectrice et une ou plusieurs variations d'épaisseur du scintillateur. 4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à accéder à un emplacement (33) d'une mémoire o sont stockés le 30 ou les attributs (102) du détecteur. 5. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que l'accès à l'emplacement (33) dans la mémoire consiste à accéder à un support magnétique et/ou un support optique. 6. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que l'accès à l'emplacement (33) dans la mémoire consiste à accéder à un emplacement dans la mémoire accessible par un réseau et/ou un emplacement dans une mémoire résidente. 7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que l'emplacement dans la mémoire résidente est situé sur le détecteur (22). 8. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'obtention de la mappe de correction de gain (94) consiste à sélectionner la mappe de correction de 0 gain (94) parmi deux, ou plus, mappes de correction de gain disponibles, d'après l'une au moins des conditions suivantes: tension d'accélération appliquée à une cible dans une source (12) de rayons X, composition de la cible, composition d'un filtre spectral associé à la source (12) de rayons X, épaisseur du filtre spectral, épaisseur d'un objet atténuant et composition de l'objet atténuant. 15 9. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à appliquer (108) la mappe de correction de gain réglée (104) à une image (106) acquise avec le second spectre de rayons X pour produire une image (110) à correction de gain. 10. Système d'imagerie radiologique (10), caractérisé en ce qu'il comprend: une source (12) de rayons X agencée pour émettre une pluralité de spectres de rayons X; un détecteur (22) de rayons X agencé pour détecter des rayons X émis par la 25 source (12) de rayons X; une commande (26) de détecteur coopérant avec le détecteur (22) de rayons X; et une commande (28) de système coopérant avec la commande (26) de détecteur; la commande (26) de détecteur et/ou la commande (28) de système étant 30 agencée pour fournir une condition d'acquisition (100) et/ou un attribut (102) du détecteur à un modèle mathématique (98) et pour générer une mappe de correction de gain adaptée (104) en appliquant (96) le modèle mathématique à une mappe de correction de gain (94) acquise à partir d'un premier spectre de rayons X, la mappe de correction adaptée (104) corrigeant le gain d'une image (106) acquise à partir d'un 35 second spectre de rayons X. 1 1. Système d'imagerie radiologique (10) selon la revendication 10, caractérisé en ce que la condition d'acquisition (100) comprend au moins l'une des conditions suivantes: tension d'accélération appliquée à une cible dans la source (12) de rayons 5 X, composition de la cible, composition du filtre spectral associé à la source (12) de rayons X, épaisseur du filtre spectral, épaisseur d'un objet atténuant et composition de l'objet atténuant. 12. Système d'imagerie radiologique (10) selon la revendication 10, caractérisé 10 en ce que l'attribut (102) de détecteur comprend l'un au moins des attributs suivants: composition d'une couche protectrice enveloppant un scintillateur associé au détecteur (22), un ou plusieurs défauts d'homogénéité dans la couche protectrice enveloppante, et une ou plusieurs variantes de l'épaisseur du scintillateur. 13. Système d'imagerie radiologique (10) selon la revendication 10, comprenant en outre un support (33) lisible par un ordinateur, sur lequel sont stockés au moins un des attributs (102) du détecteur et le modèle mathématique (28). 14. Système d'imagerie radiologique (10) selon la revendication 13, caractérisé 20 en ce que le support (33) lisible par un ordinateur est accessible par une connexion en réseau. 15. Système d'imagerie radiologique (10) selon la revendication 13, caractérisé en ce que le support (33) lisible par un ordinateur est constitué par un support 25 magnétique et/ou un support optique.