Brevet FR3025086A1 — publié le 20160304

PROCEDE ET SYSTEME DE PRISE D'IMAGES RADIOLOGIQUES MEDICALES AVEC COMMANDE D'ARRET DE LA SOURCE DE RAYONNEMENT X DOMAINE TECHNIQUE L'invention concerne un procédé et un système de prise d'images radiologiques médicales, et notamment dentaires, permettant de minimiser le temps d'exposition d'un patient aux rayonnements X, tout en s'assurant d'une 5 prise d'image de bonne qualité. ETAT DE LA TECHNIQUE Un système de radiologie médicale comprend comme schématiquement illustré sur la figure 1, une source 1 de rayonnement X, un 10 capteur d'image 2 sensible au rayonnement X et un dispositif 3 de traitement et visualisation des images fournies par le capteur. Dans l'exemple illustré, il s'agit d'un système de radiologie dentaire. Le capteur d'image est placé à l'intérieur de la bouche du patient, derrière l'objet, la dent, à radiographier. On parle de capteur intra-oral. La 15 source de rayons X est munie d'une tête orientable 10 pour émettre un rayonnement vers la joue du patient, en direction du capteur. La dose de rayons X est préalablement paramétrée par le praticien au moyen d'un boitier de contrôle tel qu'une télécommande 11. Le capteur transmet les données d'image collectées au dispositif 3 de traitement et visualisation, qui est 20 généralement dans ce cas un ordinateur (de bureau, portable...) du praticien. Dans l'invention on s'intéresse plus particulièrement aux systèmes dans lesquels le capteur et l'ordinateur communiquent par une liaison filaire 4, de type USB. On sait que les capteurs d'image CMOS ont fait une large percée 25 remplaçant dans nombre de domaines les capteurs CCD. C'est le cas également dans le domaine qui nous occupe. Dans les systèmes de radiologie dentaire les plus récents, on propose ainsi comme capteur intraoral, un capteur CMOS qui se connecte à l'ordinateur par une liaison filaire 4 répondant au protocole USB (Universel Serial Bus). Le brevet EP1146559 en 30 décrit un exemple. L'utilisation d'une interface USB est très avantageuse. Le capteur devient un simple "périphérique USB" au même titre qu'une imprimante, un scanner.... Il peut être facilement connecté/déconnecté de 3025086 2 n'importe quel ordinateur du cabinet dentaire ayant le logiciel pilote adéquat. La consommation en énergie d'un capteur intra-oral CMOS étant faible, il est aussi alimenté via la liaison USB par l'ordinateur. On évite ainsi les modules d'alimentation spécifiques (piles). PROBLEME TECHNIQUE Une problématique récurrente des systèmes de radiologie dentaire, et plus généralement de radiologie médicale, est celle de la durée du rayonnement X. Cette durée doit être suffisante pour pouvoir obtenir une image de bonne qualité, c'est-à-dire ni sous exposée, ni sur exposée. En même temps, la durée d'exposition du patient, du praticien aussi, au rayonnement X doit être la plus faible possible. Pour répondre à cette problématique les sources de rayonnement X ont été améliorées pour optimiser les caractéristiques du rayonnement et réduire le dosage nécessaire. Des améliorations ont aussi été apportées pour en faciliter le paramétrage par le praticien en fonction de la zone d'intérêt (quelle dent) et la masse du patient. Pour chaque prise d'image, une dose correspondante est définie (tension (kV), courant (mA), durée d'exposition (ms)) en fonction des paramètres positionnés par le praticien en fonction du patient (âge) et de la dent concernés. Il reste que ce paramétrage n'est pas parfait, selon que le praticien a plus ou moins d'expérience, mais aussi parce le type de dent et l'âge du patient ne sont pas des informations tout à fait suffisantes pour paramétrer parfaitement la dose à utiliser. Ainsi le risque d'obtenir une image sous exposée ou sur exposée est-il important. Une autre difficulté est liée à la manière par laquelle les différents éléments du système inter-opèrent. En effet le capteur et la source sont des appareils autonomes l'un de l'autre ; il n'y a pas de canal de communication directe entre eux. Aussi, une fois paramétrée, lorsque le dentiste déclenche ensuite la source (via la télécommande 11 - Figure 1) celle-ci émet la dose 30 définie de rayons X pendant le temps d'exposition déterminé. Mais le capteur n'a pas cette information de début d'exposition (ni de fin) de manière directe. Or pour avoir une image de meilleure qualité possible, avec le moins de bruit possible, la phase d'intégration du capteur ne doit démarrer que lorsque le capteur reçoit effectivement le rayonnement. Avant, le capteur 3025086 3 ne perçoit que du bruit, en particulier le bruit d'obscurité des éléments photosensibles des pixels. C'est ainsi que dans ces systèmes de prise d'image radiographique, les capteurs comprennent habituellement des moyens de 5 détection d'un rayonnement X. Dès qu'il détecte un rayonnement, par des moyens propres, intégrés, il déclenche la phase d'intégration. Différentes techniques de détection sont utilisées en pratique. Parmi elles, on peut citer celle schématiquement illustrée sur la figure 2, qui consiste à prévoir en périphérie de la matrice 20 de pixels du capteur 2, un Io ensemble 21 de photodiodes de détection couplées à des moyens 22 de lecture et comparaison à un seuil REF prédéterminé. Dans ce cas, on prévoit généralement deux colonnes de photodiodes en série, une de chaque côté de la matrice de pixels photosensibles. Le courant fourni par ces photodiodes est comparé au seuil REF prédéterminé. En l'absence de radiation, le signal 15 correspond essentiellement à du bruit, principalement le courant d'obscurité. En présence d'un rayonnement X le niveau de signal augmente sensiblement. Dès que le seuil REF est dépassé, un signal X-Start indiquant le début de rayonnement est activé. L'unité de commande du capteur (non représenté) qui fournit les différents signaux de séquencement pour les 20 phases d'intégration et de lecture des pixels, reçoit ce signal Start-X et lance la phase d'intégration du capteur. Cette phase d'intégration a une durée préprogrammée TINT, à une valeur choisie, par exemple 200 ms égale ou légèrement supérieure à la durée d'exposition maximale possible avec la source X utilisée. 25 Typiquement, l'activation du signal Start-X signalant le début d'exposition au rayonnement déclenche un compteur programmé pour décompter la durée TINT. Au terme du décomptage, la période d'intégration se termine et la phase de lecture du capteur et transfert des données image est déclenchée. Dans certains capteurs, on prévoit aussi de détecter la fin du rayonnement X, en se basant sur le fait que lorsque le rayonnement va s'arrêter, le niveau de signal ne va plus évoluer. Par exemple, le même ensemble de photodiodes de la figure 2 peut être utilisé, la détection consistant à regarder si le niveau de signal continue à évoluer ou pas. De cette manière on peut émettre un signal End-X indiquant la fin de l'émission du rayonnement X. Ce signal permet de terminer la phase d'intégration pour 3025086 4 enclencher la lecture, sans attendre la fin de la durée TINT. D'autres techniques de détection de fin d'émission du rayonnement peuvent être utilisées. Par exemple le brevet US 6/404,854B décrit un procédé de lecture non destructive de pixels de la matrice, pour détecter que le niveau de signal 5 de certains pixels de la matrice n'évolue plus, indiquant que la source a arrêté d'émettre. Ces détections effectuées dans le capteur permettent ainsi de récupérer l'information de temps d'exposition du rayonnement émis par la source et de caler le début d'intégration, voire la fin d'intégration du capteur 10 sur le temps d'exposition réel de la source de rayonnement, limitant la part de bruit dans les données du capteur. La figure 3 représente un chronogramme avec un temps d'émission de rayons X (Tdose, par exemple 100 ms), et un temps d'intégration (TINT, par exemple 200 ms) du capteur avant une lecture du signal intégré. Le temps d'intégration est déclenché par 15 le début d'émission et se termine après la fin de l'émission. Mais on a vu que la dose paramétrée dans la source peut ne pas être "optimale" en terme de qualité d'image. Notamment, le temps d'exposition Tdose paramétré dans la source de rayons X peut être en réalité légèrement trop long, ce qui conduit alors à une saturation des pixels. 20 L'image sera sur-exposée. Il n'y a en effet pas d'état intermédiaire entre la zone de fonctionnement linéaire et la zone de saturation des pixels, comme illustré sur la figure 4. La zone de fonctionnement du capteur correspondant à un rapport signal sur bruit optimal est indiquée en hachuré sur cette figure : de 25 manière bien connue, elle correspond à un niveau de signal des pixels qui correspondant à environ 3/4 de la dynamique du capteur, et entre le moment où l'on rentre dans cette zone, et celui où on sort de cette zone, il ne s'écoule que peu de temps, dans l'exemple 10 ms. Dans l'exemple on obtient un bon rapport signal sur bruit après 55 ms d'exposition à la dose de rayonnement, 30 et à partir de 80 ms, on commence à entrer dans la zone de saturation. Ainsi, avec un temps d'exposition au rayonnement X légèrement trop long, on passe en un court laps de temps, d'une image de bonne qualité, à une image saturée en niveaux de gris, avec absence de contrastes dans la ou des zones d'intérêt. Or si l'image est saturée, elle ne sera pas exploitable. Il 35 faudra donc refaire la prise d'image, ce qui suppose de la paramétrer à 3025086 5 nouveau, pour réduire la dose et aussi de soumettre le patient à une nouvelle dose de rayonnement. En outre, le praticien perd du temps à refaire ces réglages et ces nouveaux clichés. On voit bien que qualité d'image et nécessité de soumettre le 5 patient à une dose minimale de rayonnement sont des problématiques très liées. Ainsi il ne suffit pas de pouvoir paramétrer la source ; et il ne suffit pas que le capteur soit à même de détecter le début et la fin du temps d'exposition de la dose émise par la source externe. Il faudrait encore permettre au capteur d'arrêter cette source externe de manière dynamique, 10 pendant le processus de prise d'image, et plus spécialement pendant la phase d'intégration, lorsque le niveau de signal obtenu sur au moins une partie des pixels du capteur correspond à un niveau optimal. Il est connu de prévoir dans des capteurs, et notamment dans des capteurs CMOS, un contrôle du temps d'exposition pour éviter la saturation 15 des pixels, par lecture répétée et non destructive d'au moins certains pixels de la matrice pendant la période d'intégration. Ces pixels choisis sont lus de manière non destructive, et le niveau de signal obtenu est comparé à un seuil déterminé correspondant, défini en fonction des caractéristiques du capteur. Lorsque ce seuil est atteint ou dépassé pour un certain nombre de 20 ces pixels "témoins", on décide que l'exposition au rayonnement est suffisante et assure une bonne qualité d'image. Un signal correspondant est activé. Dire que la lecture de ces pixels est non destructive veut dire que ces pixels ne sont pas réinitialisés après la lecture : ils continuent à intégrer 25 des charges. Ainsi l'information de ces pixels n'est pas perdue. L'unité de contrôle du capteur qui assure le séquencement des différentes phases en délivrant les signaux d'adressage et d'activation des circuits de lecture et conversion analogique du capteur est alors configurée pour permettre une telle lecture non destructive répétée pendant la phase d'intégration. 30 Cette lecture non destructive peut être effectuée pour tout type de structure de pixel CMOS, mais son implémentation est facilitée dans le cas d'une structure à trois transistors (pixels 3T), dans laquelle c'est le niveau de signal obtenu directement de l'élément photosensible qui est lu (et non celui d'un puits de stockage associé). Si on prend ainsi l'exemple d'un capteur 35 CMOS à pixels à 3 transistors (pixel 3T), avec lecture par double 3025086 6 échantillonnage corrélé (CDS) et conversion analogique numérique, la lecture CDS des pixels comprend de manière classique les phases suivantes : chaque pixel est initialisé au début de la phase d'intégration, et un niveau d'initialisation du pixel est mémorisé. A la fin de la phase d'intégration, la 5 photodiode du pixel contient une quantité de charges représentative de l'éclairement reçu par la photodiode dans cette phase. On lit le pixel pour obtenir un niveau de signal représentatif de cet éclairement. La lecture CDS réalise une soustraction entre le niveau d'initialisation et ce niveau de signal, pour obtenir une mesure représentative de l'éclairement mais débarrassé 10 d'une composante de bruit corrélé. Selon les capteurs, cette soustraction peut être réalisée de manière analogique ou de manière numérique. Le pixel est ensuite ré-initialisé pour la période d'intégration suivante. Si on ne ré-initialise pas le pixel, on effectue une lecture non-destructive : le pixel va continuer d'accumuler des charges avec celles qu'il a 15 déjà accumulées. On peut donc vérifier en continu le niveau de signal pendant toute la phase d'intégration, sans perdre d'information. La demande US2005/0253944 met en oeuvre une telle lecture non destructive dans un capteur CMOS, pour arrêter l'exposition à la lumière en activant un obturateur ou en coupant la source de lumière intégrée (Leds), 20 dans un contexte où la source de lumière est intégrée ou liée au capteur, et notamment dans une capsule endoscopique à capteur CMOS. Dans l'invention, on souhaite pouvoir arrêter la source de rayons X sur la base d'une telle information fournie par le capteur, mais dans le 25 contexte décrit et illustré en figure 1, d'une source de rayonnement externe et autonome du capteur, dans lequel l'on ne dispose pas d'une liaison ou communication directe entre le capteur et la source de rayonnement et où le capteur est connecté comme périphérique USB d'un ordinateur hôte. Le problème technique qui se pose dans ce contexte particulier, 30 est que l'on ne sait pas transmettre cette information de manière suffisamment rapide ni de manière suffisamment sûre vers la source. En effet, le protocole de communication USB ne prévoit pas un mode de communication rapide d'un évènement particulier, qui permette à un périphérique USB d'avertir, c'est-à-dire d'interrompre immédiatement, 35 l'ordinateur hôte. 3025086 7 Le protocole USB prévoit bien un mode dit de transfert "d'interruption", mais il ne s'agit pas d'interruption au sens commun du terme, c'est-à-dire pour que l'ordinateur arrête tout processus en cours pour traiter en priorité une interruption. 5 Ce mode de transfert dit d'interruption du protocole USB permet seulement de transmettre des données particulières, peu nombreuses, typiquement des évènements, comme par exemple l'évènement de début d'exposition Start-X, qui pourra être utilisé par l'ordinateur dans le traitement des données d'image qu'il recevra ensuite. 10 Dans ce mode de transfert d'interruption du protocole USB, l'ordinateur vient en réalité interroger régulièrement le périphérique, à une fréquence dite de "polling" définie pour le périphérique concerné, pour savoir si le périphérique a un "évènement" à transférer selon ce mode. En réponse, le périphérique renvoie une trame de données, avec l'évènement ou les 15 évènements qu'il a à transmettre. En pratique, dans la trame, l'évènement est codé sous forme d'un numéro d'évènement (ce codage des évènements fait partie des descripteurs du périphérique connus de l'ordinateur). Avec un tel mode de communication, on ne sait pas en pratique relayer suffisamment rapidement l'information vers la source pour la stopper. 20 Dans le meilleur des cas Il faut compter au mieux vingt millisecondes à compter du moment où l'évènement est disponible (détecté) dans le capteur, et relayé à la source par l'ordinateur. Comme on peut le voir sur la figure 4, vingt millisecondes, c'est déjà trop : on sera déjà passé dans la zone de saturation du ou des pixels. Et dans le pire cas, l'évènement peut même ne 25 pas être traité, spécialement en cas de panne informatique fortuite de l'ordinateur. RESUME DE L'INVENTION L'idée à la base de l'invention est d'instaurer une boucle de 30 réaction entre le capteur et la source de rayons X pour stopper l'émission des rayons X dès qu'une dose suffisante a été reçue par le capteur, en plaçant un équipement espion sur la liaison USB qui va détecter l'évènement correspondant émis par le capteur dans le flux de données transmis sur la liaison, et transmettre un signal électrique directement à la 3025086 8 source, pour stopper le rayonnement. L'équipement espion effectue la détection de manière transparente pour le capteur et l'ordinateur hôte. Plus précisément, l'invention concerne un procédé et un système de prise d'image en radiologie médicale, le système comprenant une source 5 de rayonnement X externe et un capteur d'image CMOS relié par une liaison USB en tant que périphérique USB d'un dispositif de traitement et visualisation des données images du capteur. Le procédé comprend une lecture et un décodage continu des données transmises sur la liaison USB, d'une manière transparente pour le dispositif et pour le capteur, pour détecter 10 dans le flux des données transmises, une donnée particulière (XAMC=1) représentant un signal de détection par le capteur qu'une dose de rayonnement suffisante a été reçue et, sur détection de cette donnée particulière, l'émission d'un signal électrique vers la source de rayonnement pour stopper l'émission du rayonnement. Le procédé est notamment 15 applicable à une prise d'image radiologique dentaire par un capteur CMOS intra-oral. De préférence, au moins un autre signal électrique est émis vers la source, pour commander un voyant d'affichage. La donnée particulière à détecter et décoder est une donnée 20 transmise par le capteur sur la liaison USB selon un mode de transfert par interruption. Le système de prise d'image selon l'invention comprend une source de rayonnement X externe, un capteur à matrice de pixels CMOS disposé en vis-à-vis de la source, et un dispositif de traitement numérique 25 des images fournies par le capteur, dans lequel le capteur est connecté comme périphérique USB dudit dispositif de traitement, par une liaison série USB. Il est caractérisé en ce que : - le capteur est configuré pour détecter qu'une dose suffisante de rayons X a été reçue et transmettre une donnée particulière 30 correspondante sur la liaison USB ; - un équipement espion est connecté sur la liaison USB, entre le capteur et le dispositif, ledit équipement ayant en outre une connexion électrique avec la source, pour transmettre au moins un signal électrique (Stop-X) à la source pour commander l'arrêt du rayonnement X, 35 ledit équipement étant apte à détecter ladite donnée particulière dans le flux 3025086 9 des données transmises sur la liaison USB, et activer le dit signal électrique (Stop-X) commandant l'arrêt de la source. Selon un autre aspect de l'invention, le procédé comprend de 5 préférence : - la définition de N régions d'intérêt sur la matrice de pixels du capteur, N entier au moins égal à deux, où les régions d'intérêt définies sont des sous-matrices de pixels d'égales dimensions, avec toutes le même nombre de lignes et le même nombre de colonnes, 10 - une lecture répétée non destructive des pixels de chacune des régions d'intérêt pendant la durée de la phase d'intégration du capteur, avec pour chacune des régions d'intérêt, le calcul d'une valeur moyenne du niveau de signal lu sur les pixels d'une ou plusieurs régions d'intérêt et la comparaison à une valeur seuil prédéterminée, et 15 - un signal de détection indiquant qu'une dose de rayonnement suffisante a été reçue est activé par le capteur et une information correspondante est transmise sur la liaison USB par le capteur dès que pour une ou plusieurs des N régions d'intérêt, la valeur moyenne calculée dépasse la valeur seuil. 20 Le procédé est avantageusement utilisé pour la prise d'image radiologique dentaire au moyen d'un capteur d'image CMOS intra-oral. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront 25 à la lecture de la description détaillée qui suit et qui est faite en référence aux dessins annexés dans lesquels : - la figure 1, déjà décrite, représente un système de radiologie dentaire ; - la figure 2 représente schématiquement un capteur intra-oral 30 intégrant des moyens de détection d'un début d'exposition aux rayons X; - la figure 3 déjà décrite est un chronogramme des signaux montrant d'une part le temps d'exposition paramétré dans la source, et l'activation des phases d'intégration et lecture dans le capteur de la figure 2 ; - la figure 4 déjà décrite illustre la sensibilité du capteur en fonction 35 de la durée d'exposition au rayonnement X ; 3025086 10 - la figure 5 est un chronogramme des signaux utilisés dans l'invention pour contrôler la durée d'exposition du capteur en vue de garantir une image de qualité optimale et un temps d'exposition minimal ; - la figure 6 illustre un système de radiologie dentaire selon 5 l'invention, comprenant un équipement espion placé sur la liaison USB entre le capteur et l'ordinateur ; - la figure 7 est un schéma bloc d'un équipement espion selon l'invention ; - la figure 8 est un schéma illustrant un capteur avec des régions 10 d'intérêt définies sur la matrice de pixels pour détecter une durée d'exposition suffisante au rayonnement X ; et - la figure 9 est un organigramme montrant un exemple d'une boucle de détection de durée d'exposition suffisante au rayonnement X par lecture non destructive dans le capteur du ou des pixels d'une ou de régions 15 d'intérêt définies sur un capteur tel qu'illustré à la figure 8. DESCRIPTION DETAILLEE DE L'INVENTION Les figures 5 à 9 qui illustrent l'invention utilisent pour les éléments en commun, les mêmes références que dans les figures déjà zo décrites 1 à 4. Le procédé de prise d'image radiologique utilise un capteur 2 d'image intra-oral, CMOS, qui transmet un signal d'information XAMC au dispositif 3 indiquant qu'une dose suffisante de rayonnement a été reçue, où la notion de suffisance s'entend par rapport à une qualité d'image optimale. 25 Selon l'invention, et comme illustré sur le chronogramme de la figure 5, le procédé de prise d'image utilise ce signal XAMC d'une manière qui va être décrite en détail ci-après, pour arrêter aussitôt la source de rayonnement X, au moyen d'un signal Stop-X, sans passer par le dispositif hôte, dont la prise en charge est trop lente compte-tenu des durées en 30 cause. Le temps d'intégration du capteur s'arrête ultérieurement lorsque la source cesse d'émettre des rayons X ; le capteur détecte lui-même l'absence d'illumination lorsque la source n'émet plus (détection par des photodiodes telles que 21 par exemple) et il déclenche l'arrêt de l'intégration. 35 La lecture des signaux intégrés peut alors être effectuée. La phase 3025086 11 d'intégration s'arrêtera donc (Stop-INT) en général avant la durée préprogrammée TINT. On a vu en effet que cette durée TINT est programmée en fonction des caractéristiques de la source de rayonnement, à une valeur légèrement supérieure au temps d'exposition maximale de cette 5 source. Dans l'exemple illustré (Figure 5), on arrête ainsi et la source et la phase d'intégration au bout d'un temps Tr, ici environ 60ms après le début de l'exposition au rayonnement X, alors que la dose paramétrée dans la source prévoyait un temps d'exposition Tp de 100ms. Egalement, la phase de lecture peut démarrer tout de suite après, sans attendre la fin du décomptage Io de la durée programmée de temps d'intégration TINT (ici 200ms). Ainsi, dans un processus de prise d'image selon l'invention, la phase d'intégration du capteur peut avantageusement débuter avec un signal Start-X généré en interne par le capteur, et qui correspond à la détection du début de la réception du rayonnement X, et se termine avec celui des deux 15 évènements suivants qui arrive en premier : l'interruption de la source suite au passage au niveau actif (un dans l'exemple) du signal XAMC, indiquant qu'une dose suffisante de rayonnement a été reçue ou bien la fin du comptage (décomptage) de la durée maximale programmée TINT depuis le début de la phase d'intégration. 20 Ce procédé de prise d'image permettant d'optimiser la qualité d'image avec une exposition minimale du patient au rayonnement, est obtenu en utilisant un équipement espion 5 sur la liaison USB 4 entre le capteur et l'ordinateur, comme illustré sur la figure 6. 25 Il s'agit pour cet équipement de détecter, de manière transparente pour le capteur et le dispositif hôte 2, c'est-à-dire sans perturber la communication entre ces deux appareils, la transmission par le capteur de l'information qui correspond à l'activation du signal XAMC. Rappelons que lorsque le signal XAMC est activé (XAMC=1 dans 30 l'exemple), un évènement correspondant, que l'on note pour simplifier, évènement XAMC, est transmis par le capteur, plus précisément par un circuit d'interface USB implémenté dans le capteur, vers l'ordinateur hôte 3, sur la liaison USB 4. L'évènement XAMC est transmis sur le bus USB via un « EndPoint » dédié, dans le protocole USB, à la gestion des évènements. Il 3025086 12 possède un code spécifique permettant de le distinguer d'autres évènements. L'équipement espion 5 a ainsi pour fonction de détecter la 5 transmission d'un évènement XAMC dans le flux de données circulant sur la liaison USB 4, sans perturber cette liaison, c'est-à-dire sans interrompre ou perturber la communication entre l'ordinateur et le capteur. La détection consiste à lire toutes les données transitant sur la paire différentielle de la liaison USB et à les décoder pour y détecter les données figurant sur le 10 « Endpoint » dédié à la gestion des évènements dont le numéro d'évènement XAMC correspondant. Quand l'équipement espion fait cette détection, il génère un signal électrique Stop-X à la source, et plus précisément à l'unité de contrôle de la source, ce qui a pour effet d'arrêter le rayonnement. On peut aussi prévoir 15 que l'équipement espion transmettra au moins un autre signal électrique L, par exemple pour allumer un voyant géré par l'unité de contrôle de la source. Il est habituel en effet que les sources de rayons X soient munies d'un certain nombre de voyants (des Leds) pour des raisons de sécurité et d'information (pour le praticien ou un assistant), pour indiquer si la source est 20 en train d'émettre ou pas ... Il est donc intéressant de pouvoir allumer (ou éteindre) un voyant correspondant de la source, quand on en commande l'arrêt. En pratique, les signaux délivrés en sortie par l'équipement espion seront par exemple des signaux logiques TTL, transmis par câble coaxial 25 reliant l'équipement et la source. Le connecteur (BNC, DIN1.0/2.3, ou autre) utilisé pour connecter ce câble sur la source, dépend en pratique des interfaces de connexion proposées sur la source utilisée. Un tel équipement espion 5 ne pose pas de difficultés pratiques de 30 réalisation. L'homme du métier peut utiliser des circuits électroniques du commerce, comme schématiquement présenté sur la figure 7. Il est formé d'un boitier 50 qui comprend un connecteur, par exemple un connecteur de type BNC, pour la connexion à la source de rayonnement 1, pour la transmission du signal Stop-X, et aussi du signal L le 35 cas échéant ; un connecteur USB femelle 51, pour recevoir le connecteur 3025086 13 mâle USB 41 de l'interface USB 4 du capteur ; un connecteur femelle USB 52, pour la connexion USB 6 à l'ordinateur 3. Entre les deux connecteurs femelles 51 et 52, on a les 4 fils habituels de la liaison USB : masse, tension logique, et les deux fils de données D- et D+ (notés aussi DM et DP dans la 5 littérature technique). A l'intérieur du boitier, une carte électronique comprend : - un circuit du commerce 53 qui est un émetteur/récepteur (encore appelé dans la littérature technique "transceive( USB, haute vitesse, qui comprend de manière classique un port d'interface série sur lequel on relie 10 les deux fils de la paire différentielle D- et D+ de la liaison USB. Il peut ainsi lire et décoder les trames de signaux USB D- et D+ qui circulent sur la liaison USB sans interférer, et il effectue une conversion série parallèle pour fournir en sortie des données numériques, sur un bus de sortie parallèle DATA (de 8 ou 16 bits). 15 - un circuit logique programmable 54, par exemple un circuit FPGA (field-programmable gate array), programmé pour : - détecter dans ces données transmises sur le bus DATA par le circuit 53 les trames de type transfert d'interruption et dans ces trames, l'évènement XAMC, et 20 - activer en sortie un ou des signaux binaires correspondants. Dans l'exemple, le circuit 54 va activer à 1 un premier signal S1 et un deuxième signal S2 quand il détecte l'évènement XAMC dans la suite de données transmises sur le bus parallèle DATA. - un étage de sortie par signal logique. Ce sont les circuits notés 25 55 et 56 sur la figure. Ils assurent une fonction d'adaptation électrique de chacun des signaux logiques S1 et S2, en fonction de l'interface électrique avec la source ainsi qu'une fonction d'isolation électrique du circuit logique programmable 54. Typiquement, ce sont des étages de sortie de signaux TTL. 30 Le boitier 50 est alimenté par une alimentation externe branché sur le secteur. Le procédé et le système de prise d'image radiographique qui 35 viennent d'être décrit dans le cadre d'une application plus spécialement 3025086 14 dentaire, peut être élargi au contexte médical plus généralement, dès lors que le capteur d'image utilisé est relié par une liaison USB à un dispositif hôte, qui reçoit et traite les données image du capteur. Ce procédé et ce système reposent sur l'utilisation d'un signal 5 d'information XAMC généré dans le capteur et sur la détection de la transmission d'un évènement correspondant sur la liaison USB. Le signal XAMC est généré dans le capteur par toute technique connue de l'homme de l'art, par comparaison du niveau de signal d'un ou de 10 pixels de la matrice à un seuil fixé en fonction de la dynamique et de la sensibilité du capteur, pour correspondre à un niveau de signal optimal, non saturé. De préférence, il est généré par lecture non destructive de ces pixels. De cette façon l'information de ces pixels peut être utilisée ensuite 15 dans les données image. Il n'y a pas de perte d'information pour l'image. Ce principe de lecture non destructive aux fins de test du niveau de signal des pixels est connu de l'homme de l'art. On pourra par exemple se reporter aux publications déjà citées précédemment US2005/0253944 et US 6,404,854 B, pour plus de détails. 20 En pratique, cette lecture non destructive est conduite par l'unité de contrôle du capteur, qui assure le séquencement nécessaire des signaux de commande pour adresser les différents pixels à tester, les connecter aux circuits de lecture et de conversion analogique numérique et assurer la transmission des données numériques obtenus. De manière conventionnelle, 25 les circuits de lecture et de conversion analogique numérique permettent une lecture dite CDS. Comme déjà expliqué, dans la phase d'intégration, l'unité de contrôle pilote ces circuits pour venir lire en boucle au moins certains pixels, sans réinitialisation après lecture. Pour chaque lecture effectuée, la donnée 30 lue est comparée à un seuil ; cette comparaison est par exemple réalisée de manière numérique dans un circuit logique programmable de type FPGA habituellement prévu sur le capteur pour traiter les données numériques obtenues des pixels. Le seuil est positionné pour un capteur donné pour correspondre de préférence aux 3/4 de la dynamique du capteur. On peut 35 prévoir que le seuil soit programmé à une valeur par défaut, mais 3025086 15 paramétrable par le praticien, via l'ordinateur et la liaison USB. Quand pour au moins un pixel, et de préférence pour plusieurs pixels, le niveau de signal obtenu dépasse le seuil, le circuit logique programmable active en sortie un signal d'information binaire XAMC correspondant, par exemple, en le 5 passant au niveau "1", si on reprend la convention retenue sur le chronogramme de la figure 5. Les figures 8 et 9 montrent un exemple de réalisation préférée de la détection effectuée par le capteur, de la réception d'une dose suffisante de 113 rayonnement. Il faut comprendre par dose suffisante, une dose par laquelle le niveau de signal atteint par un certain nombre de pixels correspond à un niveau optimal, non saturé, comme précédemment expliqué en relation avec la figure 4. La détection à effectuer doit en effet de préférence être rapide, 15 réactive, puisque comme on l'a vu, on passe très rapidement de la zone optimale de rapport signal sur bruit, à une zone de saturation de signal. Elle doit aussi être fiable. Il ne suffit pas de l'information d'un seul pixel. Il en faut plusieurs. Mais on ne peut pas lire tous les pixels de la matrice car cela prendrait trop de temps en regard des temps d'exposition moyens utilisés. 20 En effet, si on considère par exemple un capteur intra oral à 1.6 millions de pixels, une séquence de lecture complète à 5MHz nécessite par exemple 381ms, ce qui est du même ordre de grandeur que les temps d'exposition à une dose de rayons X utilisés en radiologie. Si le capteur est plus grand, il faut encore plus de temps. 25 Plutôt que de lire isolément un certain nombre de pixels de la matrice, dans l'invention, on propose avantageusement : - de définir N régions d'intérêt, N au moins égal à deux, ayant un même nombre de pixels, qui sont toutes d'égales dimensions tant en nombre de lignes que de colonnes, formant ainsi des sous-matrices d'égales 30 dimensions. - de calculer la valeur moyenne du niveau de signal lu sur les pixels d'une ou plusieurs des régions d'intérêt ainsi définies ; et c'est la valeur moyenne qui est comparée à une valeur seuil prédéterminée, fonction des caractéristiques du capteur. 3025086 16 Comme les régions d'intérêt sont égales en nombre de pixels et également en nombre de lignes et de colonnes correspondantes de la matrice, on peut comparer les valeurs moyennes obtenues au même seuil ; et l'utilisation de plusieurs régions d'intérêt augmente la probabilité qu'au 5 moins une de ces régions soit au moins en partie bien exposée au rayonnement et non pas cachée (derrière une dent ou autre masse absorbante). On obtient ainsi une bonne fiabilité de détection, tout en permettant un temps de boucle de test réduit, compatible de la détection que l'on souhaite faire. On peut préférer comparer à un seuil la valeur moyenne 10 obtenue pour plusieurs régions d'intérêt, afin d'éviter d'arrêter trop tôt la source de rayons X. En effet, si une région d'intérêt correspond à une zone très peu absorbante, elle risque de provoquer trop tôt l'arrêt de la source de rayons X, conduisant à une sous-exposition d'autres régions plus intéressantes. En faisant la moyenne pour plusieurs régions d'intérêt on 15 réduit ce risque. A titre d'illustration, la figure 8 montre un capteur dans lequel on a défini sur la matrice de pixels, selon ces principes, 5 régions ROI1 à R015. Dans cet exemple, chaque région est une sous-matrice de 23=8 pixels 20 disposés en deux colonnes et quatre lignes. L'intérêt de disposer de plusieurs régions est d'augmenter la chance de tester une région qui en partie au moins ne sera pas cachée du rayonnement. Les régions étant strictement égales en forme et surface, la valeur moyenne calculée sur ces régions est comparable. 25 Le nombre de pixels des régions d'intérêt et le nombre de régions d'intérêt que l'on peut définir doit tenir compte du temps nécessaire pour les lire : plus il y a de pixels à lire dans chaque région et plus il y a de régions, plus il faut de temps. Dans un exemple, si on définit 16 régions d'intérêt dont les dimensions sont de 16 lignes de largeur sur 16 lignes de hauteur, avec 30 une lecture pixel à 5Mhz, il faudra typiquement compter 2.8 ms pour lire l'ensemble des pixels. On peut avantageusement prévoir que la définition (nombre de pixels, de lignes et de colonnes), le nombre des régions d'intérêt et leurs positions respectives soit avantageusement paramétrables, en fonction notamment de 35 l'objet (dent), du patient ..., depuis l'ordinateur, via la liaison USB. 3025086 17 Une boucle de test de N régions d'intérêt qui peut être avantageusement implémentée dans un capteur selon ce principe est illustrée par l'organigramme de la figure 9 dans le cas où on veut déclencher 5 une interruption de la source de rayons X dès le dépassement d'un seuil par une région d'intérêt ; si on veut détecter le dépassement pour la moyenne de plusieurs régions d'intérêt et non pas pour la région d'intérêt la plus exposée, on fera bien entendu un calcul de cette moyenne en vue d'élaborer le signal XAMC. Lorsque le début du rayonnement est détecté par le capteur, le signal Io de détection X-Start qui sert à activer la phase d'intégration, va également permettre d'activer la boucle de test. Cette activation peut être immédiate, ou après un certain temps prédéfini après le début de la phase d'intégration, pour que les pixels aient commencé à collecter un minimum de charges. La boucle initialise alors un compteur du nombre de régions à tester et 15 lance une boucle de lecture des pixels, calcul de la valeur moyenne sur les pixels et comparaison de la valeur moyenne à la valeur seuil prédéterminée, sur chacune des régions d'intérêt. Dès que la valeur seuil est atteinte ou dépassée pour une région, la détection est faite : la boucle de test pour la phase d'intégration en cours se 20 termine avec l'émission du signal de détection correspondant XAMC. Tant que le résultat de la comparaison est négatif (seuil non atteint ou non dépassé), la boucle passe à la région d'intérêt suivante. Quand la boucle a testé les N régions avec un résultat de comparaison négatif pour chacune des N régions, elle ré-initialise le 25 compteur et le test reprend, jusqu'à détecter un dépassement par au moins une des régions, ou que la phase d'intégration se termine avec la période préprogrammée TINT. Dans ce cas où la boucle de test n'a pas permis de détecter la condition d'atteinte ou dépassement de la valeur seuil par au moins des régions d'intérêt, cela peut signifier que le temps d'exposition n'a 30 pas été suffisant ; cela peut signifier aussi que l'un au moins des paramètres de définition des régions d'intérêt à savoir leur nombre, leurs dimensions ou leurs dispositions sur la matrice est à modifier. On prévoit avantageusement que ces paramètres sont programmables, via le dispositif (3) et la liaison USB, permettant de les adapter en fonction du patient et de l'objet à 35 radiographier. REVENDICATIONS1. Procédé de prise d'image dans un système de radiologie médicale comprenant- une source de rayonnement X externe (1) et un 5 capteur d'image CMOS (2) relié par une liaison USB (4) en tant que périphérique USB d'un dispositif de traitement numérique (3) des données images du capteur, caractérisé en ce que le procédé comprend une lecture et un décodage en continu des données transmises sur la liaison USB (4), d'une manière transparente pour le dispositif et pour le capteur, pour détecter 10 dans le flux des données transmises, une donnée particulière (XAMC=1) représentant un signal de détection par le capteur qu'une dose de rayonnement suffisante a été reçue et, sur détection de cette donnée particulière, l'émission d'un signal électrique (Stop-X) vers la source de rayonnement pour stopper l'émission du rayonnement. 15 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la détection de cette donnée particulière commande l'émission d'au moins un autre signal électrique (L) vers la source, pour commander un voyant d'affichage. 20 3. Procédé selon la revendication 1 ou 2, dans lequel ladite donnée particulière est une donnée transmise par le capteur sur la liaison USB selon un mode de transfert par interruption. 25 4. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend : - la définition de N régions d'intérêt (ROl1,...R015) sur la matrice de pixels du capteur, N entier au moins égal à deux, où les régions d'intérêt définies sont des sous-matrices de pixels d'égales dimensions, avec toutes 30 le même nombre de lignes et le même nombre de colonnes, - une lecture répétée non destructive des pixels de chacune des régions d'intérêt pendant la durée de la phase d'intégration du capteur, avec pour chacune des régions d'intérêt, le calcul d'une valeur moyenne du niveau de signal lu sur les pixels d'une ou plusieurs régions d'intérêt et la 35 comparaison à une valeur seuil prédéterminée, et 3025086 19 - un signal de détection (XAMC) indiquant qu'une dose de rayonnement suffisante a été reçue est activé par le capteur et une information correspondante est transmise sur la liaison USB par le capteur dès que pour une ou plusieurs des N régions d'intérêt, la valeur moyenne calculée dépasse la valeur seuil. 5. Procédé selon la revendication 4, dans lequel la définition des N régions d'intérêt sur le capteur est programmable, via le dispositif (3) et la liaison USB. 6. Utilisation du procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, pour la prise d'image radiologique dentaire au moyen d'un capteur d'image CMOS intra-oral. 7. Système de radiologie médicale comprenant une source (1) de rayonnement X externe, un capteur (2) à matrice de pixels CMOS disposé en vis-à-vis de la source (1), et un dispositif (3) de traitement numérique des images fournies par le capteur, dans lequel le capteur est connecté comme périphérique USB dudit dispositif de traitement (3), par une liaison série USB (4), caractérisé en ce que : - le capteur est configuré pour détecter qu'une dose suffisante de rayons X a été reçue et transmettre une donnée particulière correspondante sur la liaison USB ; - un équipement espion (5) est connecté sur la liaison USB (4), entre le capteur (2) et le dispositif (3), ledit équipement ayant en outre une connexion électrique avec la source (1), pour transmettre au moins un signal électrique (Stop-X) à la source (1) pour commander l'arrêt du rayonnement X, ledit équipement (5) étant apte à détecter ladite donnée particulière dans le flux des données transmises sur la liaison USB, et activer le dit signal électrique (Stop-X) commandant l'arrêt de la source. 8. Système de radiologie médicale selon la revendication 7, dans lequel ladite connexion électrique de l'équipement espion (5) avec la source transmet au moins un autre signal (L) à la source (1) pour 35 commander un voyant d'affichage. 3025086 20 9. Système de radiologie médicale sèlon la revendication 7 ou 8, caractérisé en ce que ledit équipement espion comprend au moins : - un émetteur-récepteur USB (53) connecté aux fils de données s (D- et D+) de la liaison USB, pour transmettre en sortie les données transitant sur la liaison USB sur un bus parallèle (DATA), - un circuit logique programmable (54) programmé pour détecter ladite donnée particulière parmi lesdites données reçues du bus parallèle (DATA) et activer en sortie au moins un signal logique transmis à la source 10 pour commander l'arrêt du rayonnement. 10. Système de radiologie médicale selon l'une quelconque des revendications 7 à 9, appliqué au domaine de la radiologie dentaire, dans lequel le capteur est un capteur d'image CMOS intra-oral. 15