Brevet FR2975277A1 — publié le 20121123

Domaine technique L'invention concerne le domaine général de la radiologie par tomosynthèse numérique. Plus particulièrement l'invention concerne le domaine des procédés d'acquisition d'images médicales de petits seins ou d'une partie de sein. État de la technique antérieure Conventionnellement, la mammographie est une radiographie permettant de fournir au praticien des clichés 2D. Le sein de la patiente est positionné sur un support de sein, puis comprimé par une pelote de compression. Il est positionné sur le support de manière à ce que le sein soit entièrement irradié par les rayons de la source de rayons X. Il existe également un autre type de radiographie du sein qui permet d'obtenir une image en trois dimensions de cet organe : la radiographie mammaire par tomosynthèse. En radiographie mammaire par tomosynthèse, plusieurs images d'un sein maintenu en position sont acquises pour des positions différentes d'une source de rayons X d'un système d'imagerie médicale par rapport à un détecteur. Habituellement, le sein est positionné sur un support de sein dans lequel est placé le détecteur du système d'imagerie médicale. Le sein est ensuite comprimé par une pelote de compression. Puis, plusieurs images sont acquises avec la source se déplaçant d'une position de départ vers une position d'arrivée ; le sein, le support et la pelote restant en position. La source décrit un mouvement par rapport au détecteur. Ce mouvement est généralement une rotation autour d'un point situé dans un plan coupant le sein, au milieu du bord du détecteur opposé à la patiente. Une image 3D du sein est ensuite reconstruite à partir des images acquises. La qualité de la reconstruction dépend de l'angle d'ouverture (angle entre les deux positions extrêmes de la source) et du nombre d'images acquises. De manière générale, la largeur frontale de la pelote de compression est égale sensiblement à la largeur frontale du détecteur. Cependant, dans le cas des seins de petite taille, il est préférable d'utiliser une pelote de compression 1 dont la largeur frontale est plus petite afin de faciliter le positionnement du sein de petite taille sur le support de sein. Afin d'obtenir une image 3D du sein de bonne qualité, il est important d'éviter la projection sur le détecteur de tout objet autre que le sein à radiographier. Or, lorsqu'une pelote de compression de largeur frontale plus petite est utilisée comme dans le cas ci-dessus, le ou les bords de la pelote de compression est projeté sur l'image acquise du sein. Ceci ajoute une information dans l'image médicale acquise qui n'est pas souhaitée. Présentation de l'invention Un but de l'invention et de répondre à au moins un inconvénient de la technique antérieure présentée ci-dessus. Dans ce but, l'invention propose un procédé d'acquisition d'images d'un organe au moyen d'un système d'imagerie médicale comprenant une source de radiation, un détecteur en regard, ainsi qu'un support d'organe et une pelote de compression, la pelote de compression ayant une dimension plus petite que le détecteur et étant décalée vers un bord latéral du détecteur, selon lequel, lors de la compression de l'organe entre le support d'organe et la pelote de compression, on déplace la source de radiation suivant une trajectoire donnée au-dessus de la pelote de compression dépendant de la position de celle-ci, les images de l'organe étant acquises pour plusieurs positions de la source de radiation le long de ladite trajectoire. Ainsi, le ou les bords de la pelote de compression ne sont projetés sur aucune image médicale acquise utilisée ensuite pour la reconstruction d'une image 3D de l'organe. D'autres caractéristiques optionnelles et non limitatives du procédé sont : - le déplacement de la source de radiation suivant la trajectoire commence à l'une des positions extrêmes de la trajectoire, cette position extrême étant située au droit d'un premier bord latéral de la pelote de compression, le déplacement se terminant à l'autre des positions extrêmes située au droit d'un deuxième bord latéral de la pelote de compression, une image médicale étant acquise dans chacune des positions extrêmes ; - un bord de la pelote de compression est au droit du bord latéral du détecteur vers lequel ladite pelote de compression est décalée ; - la dimension de la pelote de compression et/ou du décalage de celle-ci par rapport au détecteur étant fournis en entrée du système d'imagerie médical, ledit système d'imagerie médical met en oeuvre une détermination automatique de la trajectoire en fonction de la dimension de la pelote de compression et/ou du décalage de celle-ci par rapport au détecteur ; - l'organe est positionné sur le support d'organe et, pendant le positionnement de l'organe, une source lumineuse, positionnée au centre du champ couvert par la source de radiation, est utilisée pour marquer sur le support d'organe une limite de positionnement de laquelle l'organe ne doit pas dépasser. L'invention propose également un système d'imagerie médicale comprenant un module d'acquisition comportant : une source de radiation pour irradier un organe ; un support d'organe pour supporter l'organe ; un détecteur pour capter les radiations de la source de radiation ayant traversé l'organe ; - une pelote de compression pour compresser l'organe contre le support d'organe, la pelote de compression ayant une dimension plus petite que le détecteur et étant décalée vers un bord latéral du détecteur ; et - un bras positionneur pour positionner la source de radiation dans des positions d'acquisitions successives, faisant décrire à la source de radiation une trajectoire au-dessus de la pelote de compression et délimitée par deux positions extrêmes de la source de radiation ; caractérisé en ce que le système d'imagerie médicale comprend en outre une unité de commande conçue pour piloter le bras positionneur afin de centrer la trajectoire sur la pelote de compression. L'invention concerne encore un programme d'ordinateur comprenant des instructions machine pour la mise en oeuvre d'un procédé décrit ci-dessus lorsque le programme ordinateur est exécuté ou fonctionne sur ordinateur. Présentation des figures D'autres objectifs, caractéristiques et avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-dessous en référence aux dessins donnés à titre illustratif et non limitatif, parmi lesquels : - la figure 1 illustre un système d'imagerie médicale utilisé lors de la mise en oeuvre du procédé d'acquisition d'images médicales ; - la figure 2 est un schéma dans le plan d'une trajectoire décrite par une source de radiation d'un système d'imagerie médicale représentant différents éléments aidant à la compréhension de l'invention ; - la figure 3 est un diagramme schématisant les étapes du procédé. Description détaillée Système d'imagerie médicale La figure 1 illustre schématiquement un système 1 d'imagerie médicale pour l'acquisition d'images médicales permettant la reconstruction en trois dimensions (3D) d'un sein 9 à partir d'images en deux dimensions (2D) du sein 9. Le système 1 d'imagerie médicale peut être un appareil pour mammographie et notamment la mammographie par tomosynthèse numérique. Le système 1 d'imagerie médicale comprend un module d'acquisition 2 d'images 2D. Le module d'acquisition 2 comprend principalement un détecteur 251 en regard d'une source de radiation 24 et éclairé par celle-ci lors de l'acquisition d'images médicales. La source de radiation 24 est mobile par rapport au détecteur 251. Éventuellement, le détecteur 251 peut aussi être mobile par rapport à la source de radiation 24. Un exemple plus complet d'un système 1 d'imagerie médicale est donné ci- après. Le module d'acquisition 2 comporte par exemple un support vertical 21 et un bras positionneur 22 relié à une source de radiation 24, par exemple de 4 rayons X, et éventuellement une source lumineuse non nocive dédiée à l'éclairage lors du positionnement du sein 9 à radiographier. Le bras positionneur 22 est relié à rotation au support vertical 21 autour d'un arbre de rotation 23. Le support vertical 21 est fixe. Ainsi, par rotation du bras positionneur 22, la source de radiation 24 peut être placée dans des positions d'acquisition. Le module d'acquisition 2 comporte également un bras de maintien 28 muni d'une tablette comprenant un support de sein 25 et une pelote de compression 26 parallèle au support de sein 25 pour comprimer le sein 9 positionné sur le support de sein 25, comme illustré sur la figure 1. La pelote de compression 26 est positionnée au-dessus du support de sein 25 et peut être déplacée en translation par rapport à ce dernier le long d'un rail de translation 27. Le support de sein 25 comprend un détecteur 251 de radiation correspondant à celle utilisée par la source de radiation 24. Le support de sein 25 et la pelote de compression 26 maintiennent le sein 9 immobile pendant l'acquisition des images médicales. Le support de sein 25 et la pelote de compression 26 peuvent être plans. Ils peuvent être positionnés parallèlement au sol ou non, par exemple à 45°. Le bras de maintien 28 peut-être monté à rotation au support vertical 21, avantageusement avec le même axe de rotation que le bras positionneur 22. Dans ce dernier cas, les bras positionneur 22 et de maintien 28 sont désolidarisés permettant ainsi une rotation de l'un par rapport à l'autre autour de l'arbre de rotation 23. Ils sont positionnés l'un par rapport à l'autre de manière à ce qu'une grande partie des radiations émises par la source de radiation 24 soit reçue par le détecteur 251. La pelote de compression 26 peut alors avoir une dimension plus petite que le détecteur 251 et être décalée vers un bord latéral 2511 du détecteur 251, par exemple de manière à ce qu'un bord latéral 261 de la pelote de compression 26, du même côté du bord latéral 2511 du détecteur vers lequel la pelote de compression 26 est déplacée, est au droit de celui-ci. Le détecteur 251 peut être un capteur d'image à semi-conducteurs comprenant, par exemple, du phosphore d'iodure de césium (scintillateur) sur une matrice de transistor/photodiode en silicium amorphe. D'autres détecteurs adéquats sont : un capteur CCD, détecteur numérique direct qui convertit directement les rayons X en signaux électroniques. Le détecteur 251 illustré sur la figure 1 est plan et définit une surface plane d'image, d'autres géométries peuvent convenir, comme par exemple les détecteur de rayons X numérique de forme courbée formant une surface courbe d'image ou bien des détecteurs se déplaçant lors de l'acquisition. Le module d'acquisition 2 comprend également un collimateur (non représenté) placé sous la source de radiation 24 pour délimiter la portion d'espace éclairée par la source de radiation 24. Le collimateur comprend quatre lames déplaçables de manière indépendante les unes par rapport aux autres. Une première lame est placée entre le centre de rotation de la source de radiation 24 et la poitrine de la patiente (lame frontale). La première lame bloque une partie des radiations de la source de radiation 24 orientées vers la patiente. Une deuxième lame (lame arrière) est placée de manière opposée à la première lame. La deuxième lame bloque une partie des radiations de la source de radiation 24 orientées vers l'avant du détecteur 251. Enfin deux lames latérales bloquent une partie des radiations de la source de radiation 24 orientées latéralement. Le module d'acquisition 2 comprend également une source lumineuse pouvant être positionnée aux mêmes positions d'acquisition, que la source de radiation 24. La source lumineuse permet l'éclairage du support de sein 25 et par là celui du détecteur 251. Les lames du collimateur permettent également de limiter la portion d'espace éclairée par la source lumineuse. Le système 1 d'imagerie médicale comprend également une unité de commande 3 reliée au module d'acquisition 2 soit par connexion filaire ou par réseau. L'unité de commande 3 est conçue pour récupérer des informations sur la dimension de la pelote de compression 26 et/ou le décalage de celle-ci par rapport au détecteur 251. L'unité de commande 3 envoie des signaux de commande électrique au module d'acquisition 2 afin de fixer plusieurs paramètres tels que la dose de radiation à émettre, le positionnement angulaire du bras de maintien 28, la force de compression que la pelote de compression 26 doit appliquer au sein 9. L'unité de commande 3 commande également le positionnement angulaire du bras positionneur 22 pour que celui-ci fasse décrire à la source de radiation 24 une trajectoire T au dessus de la pelote de compression 26. L'unité de commande 3 est également conçue pour piloter le bras positionneur 22 afin de centrer la trajectoire T sur la pelote de compression 26, par exemple de manière à ce que la trajectoire commence à une des positons extrêmes située au droit d'un bord latéral de la pelote de compression 26 et se termine à l'autre des positions extrêmes située au droit d'un autre bord latéral de la pelote de compression 26. L'unité de commande 3 peut comprendre un dispositif de lecture (non représenté) par exemple un lecteur de disquettes un lecteur de CD-ROM, DVDROM, ou des ports de connexion pour lire les instructions du procédé de traitement d'un support d'instructions (non montré), comme une disquette, un CD-ROM, DVD-ROM, ou clé USB ou de manière plus générale par tout support de mémoire amovible ou encore via une connexion réseau. En variante, l'unité de commande 3 peut comprendre un dispositif de connexion réseau (non représenté) filaire ou sans-fil. En variante, l'unité de commande 3 exécute les instructions du procédé de traitement stockées dans des micro-logiciels. Le système 1 d'imagerie médicale comprend en outre une unité mémoire 4 reliée à l'unité de commande 3 pour l'enregistrement des paramètres et des images acquises. Il est possible de prévoir que l'unité de mémoire 4 soit située à l'intérieur de l'unité de commande 3 comme à l'extérieur. L'unité mémoire 4 peut être formée par un disque dur ou SSD, ou tout autre moyen de stockage amovible et réinscriptible (clés USB, cartes mémoires etc.). L'unité mémoire 4 peut être une mémoire ROM/RAM de l'unité de commande 3, une clé USB, une carte mémoire, une mémoire d'un serveur central. Le système 1 d'imagerie médicale comprend un afficheur 5 relié à l'unité de commande 3 pour l'affichage des images acquises et/ou d'informations sur les paramètres que l'unité de commande 3 doit transmettre au module d'acquisition 2. L'afficheur 5 peut être intégré dans le module d'acquisition 2 ou l'unité de commande 3 ou encore dans un calculateur 3D 61 décrit ci-après, ou en être séparé comme par exemple dans le cas d'une station de revue utilisée par le radiologue pour établir un diagnostique à partir d'images médicales numériques. L'afficheur 5 est par exemple un écran d'ordinateur, un moniteur, un écran plat, un écran plasma ou tout type de dispositif d'affichage connu du commerce. L'afficheur 5 permet à un praticien de contrôler la reconstruction et/ou l'affichage des images 2D acquises. Le système 1 d'imagerie médicale est couplé à un système 6 de calcul comprenant le calculateur 3D 61 qui reçoit les images acquises et stockées dans l'unité mémoire 4 du système 1 d'imagerie médicale, à partir desquelles il construit une image 3D du sein par tomosynthèse numérique. Un exemple de procédé pour la tomosynthèse numérique du sein est décrit plus en détail dans le document FR 2 872 659. Le calculateur 3D 61 est par exemple un/des ordinateur(s), un/des processeur(s), un/des microcontrôleur(s), un/des micro-ordinateur(s), un/des automate(s) programmable(s), un/des circuit(s) intégré(s) spécifique(s) d'application, d'autres circuits programmables, ou d'autres dispositifs qui incluent un ordinateur tel qu'une station de travail. Le système 6 de calcul comprend également une unité mémoire 62 pour le stockage des données générées par le calculateur 3D 61. Par la suite, la description sera effectuée par référence à la mammographie par rayons X. La matrice tissulaire est alors le sein. Ce choix ne reflète guère une limitation quelconque de l'invention à l'unique application à la mammographie. L'homme du métier saura adapter l'enseignement décrit ci-après à tout type de technique d'acquisition d'images le permettant et à tout type de matrice tissulaire. Procédé d'acquisition d'images médicales d'un sein ou partie de sein En référence aux figures 2 et 3, est décrit ci-après un procédé acquisition d'images médicales d'un sein 9 comprimé entre un support de sein 25 et une pelote de compression 26 d'un module d'acquisition 2. Le module d'acquisition 2 comprend également une source de radiation 24 et un détecteur 251 placé sous le support de sein 25. Le procédé comprend une étape E5 de compression du sein 9 entre le support de sein 25 et la pelote de compression 26. Le procédé comprend également une étape de déplacement de la source de radiation 24 suivant une trajectoire T donnée au-dessus de la pelote de compression 26 et dépendant de la position de celle-ci, par exemple centrée sur celle-ci. Ainsi, la trajectoire T de la source de radiation est asymétrique par rapport au détecteur 251, et est sensiblement symétrique par rapport à la pelote de compression 26. Des images médicales de l'organe sont acquises pour plusieurs positions S,-S9 de la source de radiation 24 le long de la trajectoire T. Deux positions dites positions extrêmes délimitent la trajectoire T, c'est-à-dire qu'elles en marquent le début et la fin de la trajectoire T. Une telle trajectoire T de la source de radiation est avantageuse lorsque le sein 9 à radiographier est de petite taille. En effet, dans ce cas, la dimension L26 de la pelote de compression utilisée est plus petite que celle L251 du détecteur afin de faciliter le positionnement du sein 9 de petite taille et notamment de la zone axillaire adjacente. Avec une telle trajectoire T de la source de radiation décalée par rapport au détecteur 251, les bords latéraux 261, 262 de la pelote de compression ne sont imagés sur aucune image médicale acquise. Ceci permet d'éviter la création d'artefact lors de la construction de l'image 3D du sein 9. Une des positions extrêmes de la source de radiation 24 peut être choisie de manière à être située au droit d'un premier bord latéral de la pelote de compression 26, tandis que l'autre des positions extrêmes peut être choisie de manière à être située au droit d'un deuxième bord latéral de la pelote de compression 26. Les radiations émises par la source de radiation 2 sont captées par un détecteur 251 placée sous le support de sein 25. La pelote de compression 26 a une dimension plus petite que le détecteur 251. Les dimensions à comparées l'une avec l'autre qui doivent être prises en compte sont des dimensions frontales par rapport au positionnement de la patiente. C'est-à-dire que les dimensions sont prises suivant une direction allant de la gauche à la droite de la patiente, ou vice et versa. Par exemple, si la pelote de compression 26 et le détecteur 251 sont rectangulaires avec la longueur orientée suivant la direction allant de la gauche à la droite de la patiente, les dimensions comparées seront les longueurs de la pelote de compression 26 et du détecteur 251. Autre exemple, si le détecteur 251 est rectangulaire avec la longueur orientée suivant la direction allant de la gauche à la droite de la patiente et si la pelote de compression 26 est ovale avec le grand axe orienté suivant la même direction, alors les dimensions comparées sont la longueur du détecteur 251 et le grand axe du support de sein 26. La pelote de compression 26 est décalée El vers un bord latéral 2511 du détecteur 251. Ceci signifie que le centre de la pelote de compression 26 n'est pas situé au droit du centre du détecteur 251, ou de manière encore plus générale, que le centre de la pelote de compression 26 et le centre du détecteur 251 ne sont pas situé sur un même plan perpendiculaire au détecteur 251. La pelote de compression 26 peut être décalée latéralement par rapport au détecteur 251 de manière à ce qu'un bord latéral 261 de la pelote de compression 26, du même côté du bord latéral 2511 du détecteur vers lequel la pelote de compression 26 est décalée, soit au droit de celui-ci. Ainsi, le positionnement du sein 9 de petite taille est facilité. Le décalage de la pelote de compression 26 peut être le résultat d'un décalage physique d'un support de fixation de la pelote de compression 26 permettant de relier celle-ci au système d'imagerie médicale, ou d'un choix de la pelote de compression 26 ayant une forme non symétrique par rapport au support de fixation généralement positionné symétriquement par rapport au détecteur 251. Le procédé peut en outre comprendre une étape de détermination E3 de la trajectoire T en fonction de la dimension de la pelote de compression 26 et ou du décalage de celle-ci par rapport au détecteur 251 fournis en entrée du système 1 d'imagerie médicale ou déterminés par celui-ci. La fourniture E2 de la dimension de la pelote de compression 26 peut être effectuée par l'identification de celle-ci grâce à un système optique (code barre), palpeur, ou radiofréquence. Le décalage peut être fourni soit par le praticien ou déterminé automatiquement par le système 1 d'imagerie médicale. Selon un mode de réalisation particulier, la trajectoire T est située sensiblement dans un plan P pour acquérir les images médicales. Dans le plan P de la trajectoire, la pelote de compression 26 est décalée par rapport au milieu M251 du détecteur ; c'est-à-dire que le milieu M26 de la pelote de compression ne se situe pas au droit du milieu M251 du détecteur. Le procédé comprend les étapes de positionnement E4 du sein 9 sur le support de sein 25 et de compression E5 du sein 9 à l'aide de la pelote de compression 26. Le procédé comprend encore le déplacement E6 de la source de radiation 24 dans au moins deux positions successives Si, S;+1 le long de la trajectoire T une fois que le sein 9 a été positionné et comprimé. Ce déplacement E6 peut être continu ou à vitesse variable, avec ou sans arrêt de la source de radiation 24. La trajectoire T de la source de radiation choisie est décalée par rapport au milieu M251 du détecteur de manière à ce qu'une projection PMT du milieu de la trajectoire sur la pelote de compression 26 se situe sensiblement au milieu M26 de la pelote de compression. Cette projection PMT est effectuée dans le plan P de la trajectoire et perpendiculairement au détecteur 251. De plus, ceci permet une ouverture d'angle cp, c'est-à-dire l'angle entre une droite DD imaginaire passant par une projection P26 orthogonale du milieu de la pelote de compression sur le détecteur 251 et la première position d'acquisition SD dite « de départ » et une droite DA imaginaire passant par la projection P26 orthogonale du milieu de la pelote de compression et la dernière position d'acquisition SA dite « d'arrivée ». Dans une variante, deux positions d'acquisition successives Si, Si+1 de la source de radiation sont espacées d'un pas k régulier. Dans ce cas, et en l'absence d'utilisation du présent procédé, la trajectoire est normalement soit répartie de part et d'autre d'un plan perpendiculaire au détecteur 251, soit commence à peut près à la verticale du milieu du détecteur vers un bord de celui-ci. Pour la mise en oeuvre du présent procédé, il est alors possible de décaler chacune des positions d'acquisition S,-S9 de la source de radiation d'un même nombre N entier de pas K dans le sens de décalage du milieu M26 de la pelote de compression par rapport au détecteur 251 et par rapport à une trajectoire conventionnellement utilisée. En d'autres termes, cela revient à ne pas considérer les N positions d'acquisition extrêmes du côté opposé au côté vers lequel le milieu M26 de la pelote de compression est décalé, et d'ajouter N autres positions d'acquisition à l'extrémité de la trajectoire T du côté vers lequel le milieu M26 de la pelote de compression est décalé. Par exemple, dans un premier cas, si D est, en se plaçant dans le plan P de la trajectoire, la distance séparant le milieu M251 du détecteur et la projection orthogonale PM26 sur le détecteur du milieu M26 de la pelote de compression, le nombre entier N de pas duquel est décalée chacune des positions d'acquisition S1-S9 peut être déterminé par la relation suivante : D>N-kD-k. Si par exemple le milieu M26 de la pelote de compression est décalé vers la droite comme le montre la figure 2, et si la trajectoire T de la source de radiation va de la gauche vers la droite, alors cela revient à ce que les premières N positions d'acquisition sont supprimées à gauche et N positions d'acquisition supplémentaires sont ajoutées à la fin de la trajectoire à droite la prolongeant ainsi d'autant. Autre exemple, dans un deuxième cas, si D est encore une fois, en se plaçant dans le plan P de la trajectoire, la distance séparant le milieu M251 du détecteur et la projection orthogonale PM26 sur le détecteur du milieu de la pelote de compression, le nombre entier N de pas duquel est décalée chacune des positions d'acquisition S1-S9 peut être déterminé par la relation suivante : D+kn-k>D. Dans un troisième cas encore plus particulier, chaque position d'acquisition S1-S9 de la source radiation peut être décalée de la distance D définie ci-dessus. La trajectoire T de la source de radiation peut être choisie de manière à ce que la position d'acquisition de départ SD de la source de radiation et la position d'acquisition d'arrivée SA de la source de radiation soient au droit des bords latéraux 261, 262 de la pelote de compression. Dans chacune de ses positions S1-S9, la source de radiation 24 irradie E7 le sein 9 et le détecteur 251 capte E8 la radiation qui a traversé le sein 9, ce qui correspond à l'acquisition d'une image médicale. Enfin, une image 3D du sein 9 est construite E9 à partir des images médicales acquises. Le procédé peut également comprendre une étape E10 d'éclairage du support de sein 25 sur lequel le sein 9 est placé, une fois la trajectoire T déterminée, afin de procurer une vue exacte d'un champ nominal couvert par les radiations émises par la source de radiation 24, marquant ainsi sur le support de sein 25 une limite de positionnement de laquelle le sein 9 ne doit pas dépasser. Cet éclairage est effectué à partir d'une source lumineuse qui est positionnée à la verticale du centre du champ couvert par la source de radiation 24, par exemple dans la position d'acquisition de la source de radiation la plus proche du milieu MT de la trajectoire. Le champ nominal est la portion d'espace éclairée par la source de radiation 24 dans au moins la moitié de ses positions. Par exemple, si le nombre de position est de neuf, la moitié des positions est 4,5, donc le champ nominal est éclairé par la source de radiation 24 au moins dans cinq de ses positions. De manière générale, si la source de radiation est positionnée successivement dans N positions pour l'acquisition des images, le champ nominal est la portion d'espace éclairée par la source de radiation dans M positions, M étant égale à au moins : +1, si N est impair ; , si N est pair ; 'N 2 ~ 2 ~ E étant la fonction qui prend la valeur de la partie entière du nombre auquel elle est appliquée. E E De manière encore plus générale, le champ nominal peut être défini comme la portion d'espace éclairée par la source de radiation 24 dans au moins K positions avec K différent de 1 (champ maximal) et de N (champ optimal). En variante, la source lumineuse éclaire le champ maximal ou le champ optimal. Cet éclairage est dynamique, c'est-à-dire que la surface du support de sein 25 qui est éclairée varie selon la position de la pelote de compression 26. Exemple Un exemple de mise en oeuvre est décrit ci-après en référence à la figure 3. Le procédé comprend les étapes suivantes de : - décalage El du milieu M26 de la pelote de compression 26 par rapport au détecteur 251 ; - fourniture E2, en entrée du système d'imagerie médical 1, de la dimension de la pelote de compression 26 et/ou du décalage de celle-ci par rapport au détecteur 251 ; - détermination automatique E3 de la trajectoire T en fonction de la dimension de la pelote de compression 26 et/ou du décalage de celle-ci par rapport au détecteur 251, par exemple, la trajectoire T correspond à un décalage des positions d'acquisition S,-S9 de la source de radiation dans le sens de décalage du milieu M26 de la pelote de compression 26 ; positionnement E4 du sein 9 sur le support de sein 25 ; et compression E5 du sein 9 par la pelote de compression 26. Le décalage est déterminé et commandé par l'unité de commande 3 du système 1 d'imagerie médicale. En même temps que ces trois étapes, l'éclairage E10 du support de sein 25 par une source lumineuse peut être effectué. Cet éclairage E10 peut être automatisé, c'est-à-dire que la zone du support de sein 25 qui est éclairée varie dynamiquement en fonction de la position de la pelote de compression 26. Ainsi, la position du sein 9 sur le support de sein 25 peut être optimisée pour l'obtention d'images médicales sans information pouvant conduire à la génération d'artefacts lors de la construction de l'image 3D du sein 9. Le procédé comprend encore les étapes suivantes de : - positionnement E6 de la source de radiation dans la position d'acquisition de départ SD par le bras positionneur 22 ; irradiation E7 du sein 9 par la source de radiation 24 ; acquisition E8 d'une image médicale par le détecteur 251. Lors de l'acquisition de l'image médicale, le détecteur 251 capte les l'amplitude des radiations qui sont passées à travers le sein 9 (et à travers la pelote de compression 26) et les convertit en pixels. L'image médicale est ensuite enregistré dans l'unité de mémoire 4. Les mêmes étapes E6 à E8 sont effectuées pour les positions d'acquisition successives jusqu'à la position d'acquisition d'arrivée SA y compris en déplaçant la source de radiation le long de la trajectoire. Une image 3D du sein 9 est ensuite reconstruite E9 par le calculateur 3D 61 à partir des images médicales acquises. Programme d'ordinateur Le procédé peut être mis en oeuvre par un programme d'ordinateur comprenant des instructions machine à cet effet lorsqu'il est exécuté ou fonctionne sur ordinateur. Ce programme peut être enregistré sur tout support adéquat, par exemple : disque dur, CD-ROM, DVD-ROM, disquettes, clé USB, SD Card, serveur local ou distant, etc. REVENDICATIONS1. Procédé d'acquisition d'images d'un organe (9) au moyen d'un système d'imagerie médicale (1) comprenant une source de radiation (24), un détecteur (251) en regard, ainsi qu'un support d'organe (25) et une pelote de compression (26), la pelote de compression (26) ayant une dimension plus petite que le détecteur (251) et étant décalée vers un bord latéral (2511) du détecteur (251), selon lequel, lors de la compression de l'organe (9) entre le support d'organe (25) et la pelote de compression (26), on déplace la source de radiation (24) suivant une trajectoire (T) donnée au-dessus de la pelote de compression (26) dépendant de la position de celle-ci, les images de l'organe étant acquises pour plusieurs positions (S1-S9) de la source de radiation (24) le long de ladite trajectoire (T). 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel le déplacement de la source de radiation (24) suivant la trajectoire (T) commence à l'une des positions extrêmes de la trajectoire, cette position extrême étant située au droit d'un premier bord latéral de la pelote de compression (26), le déplacement se terminant à l'autre des positions extrêmes située au droit d'un deuxième bord latéral de la pelote de compression (26), une image médicale étant acquise dans chacune des positions extrêmes. 3. Procédé selon la revendication 1 ou 2, dans lequel un bord (261) de la pelote de compression est au droit du bord latéral (2511) du détecteur vers lequel ladite pelote de compression est décalée. 4. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, selon lequel la dimension de la pelote de compression (26) et/ou du décalage de celle-ci par rapport au détecteur (251) étant fournis en entrée du système d'imagerie médical (1), ledit système d'imagerie médical (1) met en oeuvre une détermination automatique de la trajectoire (T) en fonction de la dimension de la pelote de compression (26) et/ou du décalage de celle-ci par rapport au détecteur (251). 5. Procédé selon l'une des revendications 1 à 4, selon lequel l'organe (9) est positionné sur le support d'organe (25) et dans lequel, pendant le positionnement de l'organe (9), une source lumineuse, positionnée au centre du champ couvert par la source de radiation (24), est utilisée pour marquer sur le support d'organe (25) une limite de positionnement de laquelle l'organe (9) ne doit pas dépasser. 6. Système (1) d'imagerie médicale comprenant un module d'acquisition (2) comportant : une source de radiation (24) pour irradier un organe (9) ; un support d'organe (25) pour supporter l'organe (9) ; un détecteur (251) pour capter les radiations de la source de radiation (24) ayant traversé l'organe (9) ; - une pelote de compression (26) pour compresser l'organe (9) contre le support d'organe (25), la pelote de compression (26) ayant une dimension plus petite que le détecteur (251) et étant décalée vers un bord latéral (2511) du détecteur (251) ; et - un bras positionneur (22) pour positionner la source de radiation (24) dans des positions d'acquisitions successives, faisant décrire à la source de radiation (24) une trajectoire (T) au-dessus de la pelote de compression (26) et délimitée par deux positions extrêmes de la source de radiation (24) ; caractérisé en ce que le système (1) d'imagerie médicale comprend en outre une unité de commande (3) conçue pour piloter le bras positionneur (22) afin de centrer la trajectoire (T) sur la pelote de compression (26). 7. Système (1) d'imagerie médicale selon la revendication 6, dans lequel l'unité de commande (3) est conçue pour piloter le bras positionneur (22) de manière à ce que la trajectoire (T) commence au droit d'un bord latéral (261 ; 262) de la pelote de compression (26) et se termine au droit d'un autre bord latéral (262 ; 261) de la pelote de compression (26). 8. Système (1) d'imagerie médicale selon l'une des revendications 6 ou 7, dans lequel un bord latéral (261) de la pelote de compression (26), du mêmecôté du bord latéral (2511) du détecteur vers lequel la pelote de compression (26) est déplacée, est au droit de celui-ci. 9. Système (1) d'imagerie médicale selon l'une des revendications 6 à 8, dans lequel l'unité de commande (3) est en outre conçue pour récupérer des informations sur la dimension de la pelote de compression (26) et/ou le décalage de la pelote de compression (26) par rapport au détecteur (251). 10. Programme d'ordinateur comprenant des instructions machine pour la mise en oeuvre d'un procédé selon l'une des revendications 1 à 5 lorsque le programme d'ordinateur est exécuté ou fonctionne sur ordinateur.