FR 2818395 A1 20020621 FR 0116249 A 20011214 2818395 B 01/5094 FR Procédé de réduction des effets de décalage dans l'imagerie à double énergie Les modes de réalisation préférés de la présente invention se rapportent de manière générale aux systèmes d'imagerie de diagnostic médical à double énergie, et en particulier à un procédé et un appareil servant à réduire les effets photoconducteurs des détecteurs de rayons X numériques à l'état solide dans les systèmes d'imagerie de diagnos- tic médical à double énergie. L'imagerie aux rayons X est depuis longtemps acceptée comme outil de diagnostic médical. Les systèmes d'imagerie aux rayons X sont couramment utilisés pour saisir des images, comme les images thoraciques, cervicales, spinales, crâniennes, et abdominales qui comportent souvent des informations nécessaires à l'établisse- ment d'un diagnostic précis. Les systèmes d'imagerie aux rayons X comprennent typiquement une source de rayons X et un capteur de rayons X. Lors d'une prise d'image radiographique thoracique, par exemple, le patient se tient debout contre le capteur de rayons X tandis qu'un technicien radiologue positionne le capteur de rayons X et la source de rayons X à une hauteur appropriée. Les rayons X produits par la source traversent la poitrine du patient, et le capteur de rayons X détecte ensuite l'énergie des rayons X produite par la source et atté- nuée à divers degrés par les différentes parties du corps. Un système de commande associé obtient l'énergie des rayons X détectée par le capteur de rayons X et prépare une image de diagnostic correspondante sur un dispositif d'affichage. Le capteur de rayons X peut être une configuration conven- tionnelle écran/film, dans laquelle l'écran convertit les rayons X en lumière qui expose le film. Le capteur de rayons X peut aussi être un détecteur numérique d'image à l'état solide. Les détecteurs numériques permettent une gamme dynamique significativement plus grande que les configurations écran/film conventionnelles. Les systèmes de radiographie peuvent être des systèmes à double énergie. Le concept de double énergie consiste à prendre deux expositions, une à énergie basse et une à énergie élevée, pour séparer un absorbeur d'énergie basse (tissu mou) d'un absorbeur d'énergie éle- vée (os). Les deux expositions sont prises en succession rapide. Les deux expositions peuvent être combinées sur une image pixel par pixel (élément graphique). La comparaison des deux expositions produit un contraste de détail amélioré dans le tissu mou ou dans les os. Un mode de réalisation d'un détecteur numérique de rayons X à l'état solide peut être constitué d'un panneau de transistors à effet de champ (FET) et de photodiodes à semiconducteurs. Les transistors FET et les photodiodes du panneau sont typiquement agencés en lignes, appelées ciaprès rangées (lignes électriques de balayage) et colonnes (lignes électriques de données). Un contrôleur FET com- mande l'ordre dans lequel les transistors FET sont passants et bloqués. Les transistors FET sont typiquement rendus passants, ou activés, par rangées. Quand les transistors FET sont activés, la charge pour établir le canal FET est amenée dans le transistor FET à la fois par la source et par le drain du transistor. En raison de la nature imparfaite des transistors FET en silicium amorphe, la charge est retenue temporaire- ment quand on bloque le transistor, et se décharge dans le temps, en diminuant, ce qui dégrade le signal souhaité sous forme d'un décalage. La source de chaque transistor FET est reliée à une photodiode. Le drain de chaque transistor FET est connecté à une électronique de lec- ture via les lignes de données. Chaque photodiode intègre le signal lumineux et décharge de l'énergie proportionnellement aux rayons X absorbés par le détecteur. Les grilles des transistors FET sont reliées au contrôleur FET. Le contrôleur FET autorise la lecture des signaux déchargés par le panneau de photodiodes de façon ordonnée. L'électro- nique de lecture convertit les signaux déchargés par les photodiodes. L'énergie déchargée par les photodiodes dans le détecteur et convertie par l'électronique de lecture est utilisée par un système d'acquisition pour activer des pixels dans l'image numérique de diagnostic affichée. Le panneau de transistors FET et de photodiodes est typiquement balayé par rangées. Les pixels correspondants dans l'image numérique de diagnostic sont typiquement activés par rangées. Les transistors FET du détecteur de rayons X agissent comme des interrupteurs pour commander la charge et la décharge des photo- diodes. Quand un transistor FET est ouvert, une photodiode associée est isolée de l'électronique de lecture et est déchargée pendant une exposition aux rayons X. Quand le transistor FET est passant, la pho- todiode est rechargée jusqu'à une charge initiale par l'électronique de lecture. De la lumière est émise par un scintillateur en réponse aux rayons X absorbés, provenant de la source. Les photodiodes captent la lumière émise et sont partiellement déchargées. Ainsi, tandis que les transistors FET sont ouverts, les photodiodes retiennent une charge représentative de la dose de rayons X. Lorsqu'un transistor FET est passant, une tension souhaitée est rétablie aux bornes de la photo- diode. Le niveau de charge mesuré pour réétablir la tension souhaitée devient une mesure de la dose de rayons X intégrée par la photodiode pendant la durée de l'exposition aux rayons X. Les images radiographiques peuvent être utilisées à de nom- breuses fins. Par exemple, on peut détecter des défauts internes dans un objet cible. Des changements dans la structure interne ou dans l'ali- gnement peuvent aussi être déterminés. En outre, l'image peut montrer la présence ou l'absence d'objets dans la cible. L'information tirée de l'imagerie aux rayons X a des applications dans de nombreux secteurs, y compris la médecine et la production industrielle. Dans tout système d'imagerie, radiographique ou autre, la qualité d'image est importante. A cet égard, les systèmes d'imagerie aux rayons X qui utilisent des détecteurs d'image numériques ou à l'état solide ("systèmes radiographiques numériques") sont confrontés à certaines difficultés qui leur sont propres. Les difficultés d'une image radiographique numérique peuvent comprendre les artéfacts d'image, les "images fantômes", ou les distorsions dans l'image radio- graphique numérique. Une source de difficulté rencontrée par les sys- tèmes radiographiques numériques est constituée par les caractéristi- ques photoconductrices des dispositifs à semiconducteurs utilisés dans les systèmes de radiographie numérique. La photoconductivité est une augmentation de la conductivité des électrons d'un matériau due à l'excitation optique (lumineuse) des électrons présents dans le matériau. Les caractéristiques photoconduc- trices sont observables chez les transistors FET utilisés comme inter- rupteurs dans les détecteurs de rayons X à l'état solide. Idéalement, les interrupteurs FET isolent la photodiode de l'électronique qui mesure la charge restituée à la photodiode. Les transistors FET présentant des caractéristiques photoconductrices n'isolent pas complètement la pho- todiode du système, lorsque les transistors FET sont bloqués. En conséquence, les transistors FET transfèrent la charge en excès à l'électronique de lecture. Si les transistors FET transfèerent la charge en excès à l'électronique de lecture, l'énergie déchargée ensuite des photodiodes pour activer les pixels de l'image numérique peut être affectée. La fuite de charge non voulue à travers les transistors FET peut produire des artéfacts ou bien peut ajouter une valeur de décalage non uniforme à chacun des pixels de l'image radiographique numéri- que, produisant ainsi un artéfact linéaire dans l'image. Les transistors FET et autres matériaux faits de silicium amorphe présentent également une caractéristique appelée rétention de charge. La rétention de charge est un phénomène structuré et peut être contrôlée dans une certaine mesure. La rétention de charge correspond au phénomène par lequel seule une partie de la charge attirée dans le transistor FET pour établir un canal conducteur est expulsée quand on bloque le transistor FET. La charge retenue fuit dans le temps hors du transistor FET, même après le blocage du transistor FET, et la charge qui a fuit du transistor FET ajoute un décalage au signal "lu" dans les photodiodes par le système de commande des rayons X. Les transistors FET du détecteur de rayons X présentent des caractéristiques de rétention de charge quand une tension est appliquée aux grilles des transistors FET pour lire les rangées du détecteur de rayons X. Les rangées du détecteur sont généralement lues selon une manière, une séquence et un intervalle de temps déterminés au préala- ble. L'intervalle de temps peut varier entre les opérations de lecture pour les trames complètes de l'image radiographique. Quand un trans- istor FET est bloqué après que la charge présente sur une photodiode associée a été lue par un module de mesure de charge, le transistor FET retient une partie de la charge. Entre les opérations de lecture, la charge retenue par les transistors FET fuit des transistors FET jusqu'à un module de mesure de charge. La quantité de charge qui fuit des transistors FET diminue de façon exponentielle dans le temps. L'opé- ration de lecture suivante se produit avant que toute la charge de rétention ait pu fuir des transistors FET. Par conséquent, le module de mesure de charge mesure pendant chaque opération de lecture une quantité de charge qui est retenue par les transistors FET au cours de l'opération de lecture pour la ligne de balayage actuelle. Le module de mesure de charge relève aussi une quantité de charge qui a été stockée par les transistors FET qui ont été activés dans les lignes de balayage précédant (dans le temps) la ligne de balayage actuelle, à la fois dans l'opération de lecture (de détecteur) actuelle et dans l'opération de lec- ture (de détecteur) précédente. La charge qui fuit des transistors FET quand on déclenche une nouvelle opération de lecture est appelée rétention de charge ini- tiale. La rétention de charge initiale stockée sur plusieurs transistors FET, tels que les transistors FET d'une seule ligne de données, se combine pour former un décalage de rétention de charge pour cette colonne. Le décalage de rétention de charge varie en fonction de la vitesse à laquelle on lit les rangées du panneau de détecteurs de rayons X. Lorsque l'intervalle entre les opérations de lecture augmente, la diminution de la charge augmente. Pendant la lecture des rangées du panneau, le décalage de rétention de charge prend une valeur de régime établi. La valeur de régime établi pour la vitesse de rétention de charge représente le point auquel les rangées du panneau sont lues à une vitesse équivalente à la vitesse de diminution exponentielle de la charge des transistors FET. Si les temps entre les trames, à la fois pour le décalage et pour l'image radiographique, sont cohérents, l'effet de la rétention de charge peut être éliminé de l'image finale. Dans le processus normal de lecture d'un détecteur, l'effet de la charge retenue peut être mini- misé simplement en soustrayant les résultats d'un balayage "noir" des résultats d'un balayage "exposé". Un balayage "noir" est une lecture effectuée sans rayons X. Un balayage "noir" active simplement les transistors FET du panneau de détecteurs de rayons X. Ainsi, un balayage "noir" peut déterminer les caractéristiques de rétention de charge présentées par les transistors FET activés pour lire le détecteur de rayons X. En soustrayant le balayage "noir" du balayage réel "exposé" d'un objet souhaité, les effets de la rétention de charge peu- vent être éliminés. Au cours d'une exposition aux rayons X, il se produit un phé- nomène similaire, par lequel la charge est générée dans le transistor FET suite aux caractéristiques photoconductrices du transistor. Quand on bloque les transistors FET à la fin de l'exposition, la charge supplé- mentaire fuit aussi et s'ajoute au signal lu de manière analogue à la rétention de charge. Toutefois, cette charge supplémentaire ne peut pas être supprimée parce que la charge supplémentaire, résultant des caractéristiques photoconductrices des transistors FET, se rapporte aux rayons X qui bombardent le détecteur de rayons X. La charge supplé- mentaire résultant des caractéristiques photoconductrices des transis- tors FET n'est donc pas prévisible, et elle n'est pas non plus reproduc- tible dans une image "noire" o l'on ne transmet pas de rayons X. Le nombre de transistors FET qui font une photoconduction et la quantité de charge conduite par les transistors FET dépendent du degré d'expo- sition aux rayons X et de l'objet observé, ainsi que des propriétés indi- viduelles de chaque transistor FET. Etant donné que le détecteur de rayons X à l'état solide a une structure en rangées (lignes électriques de balayage) et colonnes (lignes électriques de données), la charge en excès des transistors FET peut donner lieu à des artéfacts d'image ou à des décalages qui ne peuvent pas être corrigés en comparant l'image "exposée" avec une image "noire". La photoconductivité n'est pas aussi structurée que la réten- tion de charge. Tout d'abord, lorsqu'un transistor FET du détecteur de rayons X est rendu passant pour être lu, le transistor FET est toujours rendu passant avec la même tension. Avec l'effet photoconducteur, le "degré" auquel le transistor est rendu passant est déterminé par l'inten- sité de la lumière qui atteint un transistor FET donné. La lumière atteignant les transistors FET peut varier dans une large gamme d'intensités pour tous les transistors FET du détecteur de rayons X. Ensuite, quel que soit le degré auquel chaque transistor est affecté par la photoconductivité (en raison de l'intensité lumineuse au niveau de chaque transistor), tous les transistors FET vont être affectés simulta- nément. La rétention de charge induite par une opération de lecture ne stimule qu'un transistor FET donné ou des transistors FET donnés à la fois dans n'importe quelle colonne donnée. Par conséquent, la photo- conductivité est bien plus imprévisible, et n'est pas corrigeable par une simple méthode de soustraction d'image. Dans un système d'imagerie de diagnostic médical à double énergie, le mouvement du patient entre les deux expositions est un problème dans la comparaison des deux images d'exposition. Les effets du mouvement du patient peuvent être réduits en réduisant le temps qui sépare les expositions. Le temps entre expositions est déter- miné par le temps nécessaire à la lecture du détecteur. Une solution au traitement de l'effet photoconducteur décrit ci-dessus consiste à lire le détecteur après la fin de l'exposition afin de permettre à l'effet photo- conducteur de diminuer. Cependant, le délai imposé par la lecture du détecteur est contradictoire avec la réduction du temps entre exposi- tions pour l'imagerie à double énergie. il existe donc un besoin pour un procédé et un appareil ser- vant à réduire les effets photoconducteurs des détecteurs numériques de rayons X à l'état solide dans les systèmes d'imagerie de diagnostic médical à double énergie. Un mode de réalisation préféré de la présente invention pro- pose un procédé et un appareil pour réduire les effets photoconduc- teurs dans les applications à double énergie des détecteurs numériques de rayons X à l'état solide. Le procédé comprend le fait d'exposer un détecteur à une première exposition à une source d'énergie. Le procédé comprend en outre le fait d'obtenir un premier ensemble de données d'image de la première exposition suivant un premier délai. Dans un mode de réalisation préféré, le premier ensemble de données d'image est obtenu au cours d'un premier temps de lecture. Le procédé com- prend en outre le fait d'exposer le détecteur à une seconde exposition à la source d'énergie. Le procédé comprend en outre le fait d'obtenir un second ensemble de données d'image de la seconde exposition suivant un second délai. Dans u mode de réalisation préféré, le second ensem- ble de données d'image est obtenu au cours d'un second temps de lec- ture. De préférence, le premier délai est inférieur au second délai, le premier temps de lecture est inférieur au second temps de lecture, et la seconde exposition est une exposition plus claire que la première exposition. De préférence, le premier ensemble de données d'image représente une image plus sombre que le second ensemble de données d'image. La présente invention sera mieux comprise à la lecture de la description détaillée suivante, faite en référence aux dessins d'accom- pagnement, dans lesquels: la figure 1 représente un système général d'imagerie de dia- gnostic médical utilisé en connexion avec un mode de réalisation pré- féré de la présente invention; la figure 2 représente une vue en plan d'un détecteur de rayons X à l'état solide; la figure 3 représente un mode de réalisation préféré d'un détecteur de rayons X à l'état solide; la figure 4 représente un procédé pour réduire les effets de décalage dans l'imagerie à double énergie; la figure 5 représente une premiere séquence d'acquisition d'image à double énergie, servant d'exemple, pour un détecteur qui présente une rétention de charge photoconductrice; la figure 6 représente une seconde séquence d'acquisition d'image à double énergie, servant d'exemple, pour un détecteur qui présente une rétention de charge photoconductrice. La figure 1 représente un système d'imagerie de diagnostic médical 100 utilisé en conformité avec un mode de réalisation préféré de la présente invention. Le système d'imagerie de diagnostic médical comprend une pluralité de sous-systèmes. A titre d'illustration uniquement, le système d'imagerie de diagnostic médical 100 est décrit comme étant un système à rayons X. Le système d'imagerie de dia- gnostic médical 100 comprend des sous-systèmes, tels qu'un détecteur de rayons X 110, une zone de balayage 115 de détecteur de rayons X, une source de rayons X 120, un scintillateur 125, et un patient 130. Le système d'imagerie de diagnostic médical 100 comprend aussi un module d'acquisition d'image 140 avec une électronique de lecture 145. Le patient 130 est positionné dans le système d'imagerie de diagnostic médical 100. Dans u système donné à titre d'exemple, une source de rayons X 120 est positionnée au-dessus du patient 130. Le détecteur de rayons X 110 est positionné sous le patient 130. Le scin- tillateur 125 est positionné entre le patient 130 et le détecteur de rayons X 110. Les rayons X sont émis depuis la source de rayons X à travers le patient 130 pour aller jusqu'au scintillateur 125. Le scintillateur 125 émet de la lumière en réponse aux rayons X transmis par la source de rayons X 120 à travers le patient 130. La lumière émise est transmise au détecteur de rayons X 110 et à la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. La figure 2 représente un mode de réalisation préféré d'une zone de balayage 115 de détecteur de rayons X à l'état solide située à l'intérieur d'un détecteur de rayons X 110. La zone de balayage 115 de détecteur de rayons X est constituée de cellules 210 correspondant aux pixels d'une image radiographique. Les cellules 210 peuvent être agen- cées en colonnes 220 et en rangées 230. Les cellules 210 sont com- mandées par des lignes électriques de balayage le long de la rangée 230 et lues par des lignes électriques de données le long de la colonne 220. Une ou plusieurs cellules 210 sont mises en correspondance de façon unique avec un ou plusieurs pixels d'une image radiographique. Les pixels sont activés pour produire l'image radiographique numéri- que souhaitée du patient 130. La figure 3 représente une vue à bas niveau d'un mode de réa- lisation préféré d'une zone de balayage 115 de détecteur de rayons X à l'état solide située à l'intérieur d'un détecteur de rayons X 110. Chaque cellule 210 comprend une photodiode 320 et un transistor à effet de champ (transistor FET) 330. Des lignes de données 340 relient les cel- O10 lules 210 à l'électronique de lecture 145 du module d'acquisition d'image 140. Grâce à l'électronique de lecture 145, le module d'acqui- sition d'image 140 acquiert une image radiographique provenant de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Le module d'acquisition d'image 140 peut acquérir une image radiographique provenant de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X en recevant un signal des lignes de données 340 des cellules 210 de la zone de balayage 115 du détecteur de rayons X. Le signal provenant des lignes de données 340 peut être produit par la charge stockée dans les photodiodes 320. La charge stockée dans les photo- diodes 320 peut résulter de l'absorption de lumière par les photodiodes 320. La lumière est émise par le scintillateur 125 directement au-des- sus des photodiodes 320 en réponse à l'absorption d'énergie de rayons X par le scintillateur 125. Les transistors FET 330 permettent à la charge stockée dans les photodiodes 320 d'être acheminée sous forme de signal sur les lignes de données 340. Les transistors FET 330 peu- vent être actionnés par le contrôleur FET (non représenté) dans le module d'acquisition d'image 140. Le signal reçu par le module d'acquisition d'image 140 peut comporter un décalage produit par les caractéristiques de rétention de charge et les effets photoconducteurs des transistors FET 330. Pour réduire l'effet photoconducteur, on peut d'abord obtenir une exposition sombre. L'effet photoconducteur pour l'image résultant de l'exposition sombre est inférieur à l'effet photoconducteur d'une image plus claire, qui est le résultat d'une seconde exposition plus claire. En prenant d'abord une exposition "plus sombre", l'effet photo- conducteur est réduit pour la première image, et donc le délai entre expositions peut être réduit. De même, le délai entre la fin de la seconde exposition et le début de la seconde opération de lecture de détecteur peut être augmenté pour réduire l'effet photoconducteur sur la seconde image sans aucune contribution aux artéfacts de mouvement du patient. Les artéfacts de mouvement du patient sont réduits puisque le délai exposition-exposition entre deux expositions est réduit. En général, une image sombre peut être d'abord obtenue en abaissant l'énergie d'exposition. Toutefois, l'image produite par cette exposition peut être affectée par des facteurs tels que la technique d'imagerie particulière utilisée, l'épaisseur du patient, etc. Les caracté- ristiques d'absorption du détecteur 110 en fonction de l'énergie peu- vent aussi affecter l'image. Il se peut que les détecteurs 110 ne soient pas tous conçus avec les mêmes paramètres (épaisseur de CsI, par exemple). Ainsi, un ensemble de techniques peut ne pas produire exac- tement la même luminosité pour tous les détecteurs 110 avec le même patient 130. Dans un mode de réalisation préféré, un mode de minutage, qui réduit le nombre de niveaux de conversion pour l'image sombre, peut être défini pour réduire le temps nécessaire à la lecture du détec- teur 110 entre les deux expositions. Etant donné que l'image va être plus sombre (de par la conception de l'application), on peut utiliser une gamme dynamique moindre pour convertir le signal provenant de chaque pixel, et le nombre de niveaux de conversion peut être réduit. Dans un mode de réalisation préféré, chaque niveau de conversion sup- plémentaire coûte un temps d'horloge de conversion supplémentaire. On peut définir un mode de minutage fournissant plus de niveaux de conversion, et donc une plus grande gamme dynamique au prix d'un temps plus long pour lire le détecteur 110, pour une seconde image, plus claire, résultant de la seconde exposition. La figure 4 illustre un procédé pour réduire les effets du décalage dans l'imagerie à double énergie. A l'étape 410, on expose le détecteur 110 à une première exposition à une source d'énergie 120. Dans un mode de réalisation préféré, la première exposition est une exposition à dose relativement faible. Typiquement, une exposition à dose relativement faible va produire une image relativement sombre. Une image sombre peut avoir moins d'effet photoconducteur qu'une image claire. A l'étape 420, un premier ensemble de données d'image est obtenu de la première exposition. Le premier ensemble de données d'image est obtenu après un premier délai. Dans un mode de réalisa- tion préféré, le premier délai est le délai minimum pour réduire les effets photoconducteurs de l'image sombre. Typiquement, les effets photoconducteurs sont moindres dans une image relativement sombre que dans une image claire. Ainsi, le délai pour une image sombre est inférieur au délai pour une image claire. Dans un mode de réalisation préféré, le premier délai est inférieur au délai "normal" pour un sys- tème d'acquisition d'image à double énergie. Dans un mode de réalisa- tion préféré, le premier ensemble de données d'image est obtenu du détecteur 110 au cours d'un premier temps de lecture. Dans un mode de réalisation préféré, le premier temps de lecture est inférieur au temps de lecture "normal" parce que le premier ensemble de données d'image comprend un ensemble de données d'image plus sombre avec une gamme dynamique plus faible que pour une image normale. L'image sombre avec une gamme dynamique plus faible peut utiliser moins de niveaux de conversion pour convertir les données pour cha- que ligne 340 du détecteur 110. A l'étape 430, le détecteur 110 est exposé à une seconde exposition à la source d'énergie 120. Dans un mode de réalisation pré- féré, la seconde exposition est une exposition à dose relativement éle- vée. Typiquement, une exposition à dose élevée va produire une image relativement claire. A l'étape 440, un second ensemble de données d'image est obtenu d'après la seconde exposition. Le second ensemble de données d'image est obtenu après un second délai. Dans un mode de réalisation préféré, le second délai est typiquement plus long que le premier délai. Le second ensemble de données d'image est obtenu du détecteur 110 au cours d'u second temps de lecture. Le second temps de lecture est plus long que le premier temps de lecture. L'image claire a une gamme dynamique plus grande que l'image sombre. Cette gamme dynamique plus grande peut nécessiter plus de niveaux de conversion que l'image sombre. La figure 5 représente une première séquence d'acquisition d'image àdouble énergie, servant d'exemple, pour un détecteur 110 qui présente une rétention de charge photoconductrice. La ligne 510 repré- sente le signal de commande d'exposition qui commande la séquence et le minutage d'exposition, la source de rayons X étant allumée quand le signal d'exposition 510 est à "un" et éteinte quand le signal 510 est à "zéro". La ligne 515 représente un signal de commande d'acquisition qui commande la séquence et le minutage de la lecture de données effectuée sur le détecteur. Le signal de commande d'acquisition 515 reste éteint (à "zéro") jusqu'à un instant de déclenchement de lecture 517. Le signal de commande d'acquisition 515 change d'état (de "zéro" à "un") à l'instant de déclenchement de lecture 517 pour déclencher le début de la lecture des données provenant des cellules du détecteur, ligne électrique par ligne électrique. Les rangées du détecteur sont lues séquentiellement jusqu'à l'instant de fin de lecture 519. L'inter- valle entre les instants de déclenchement et de fin de lecture 517 et 519 représente le temps de lecture. La séquence d'acquisition utilise des délais uniformes 520 de la fin 512 de l'exposition 510 à l'instant de déclenchement de lecture 517 pour permettre à la rétention de charge photoconductrice de diminuer (T millisecondes) jusqu'à un niveau souhaité déterminé au préalable. La séquence d'acquisition montrée en figure 5 utilise un nombre uniforme de niveaux de conver- sion 540 (N) pendant chacune des opérations de lecture de détecteur 110 pour chaque ligne de balayage pour chacune des deux expositions 510 et 514. Le fait d'utiliser le même nombre de niveaux de conver- sion 540 (N) pendant chacune des opérations de lecture se traduit par un temps de lecture 530 de Y millisecondes après chaque impulsion d'exposition 510 et 514. La figure 6 représente un mode de réalisation préféré d'une séquence d'acquisition d'image à double énergie pour un détecteur 110 qui présente une rétention de charge photoconductrice. La ligne 600 représente un signal de commande d'exposition qui allume la source de rayons X quand il est à "un" et qui l'éteint quand il est à "zéro". La ligne 605 représente une ligne de commande d'acquisition qui produit une opération de lecture du détecteur 110, ligne électrique par ligne électrique, pendant les impulsions de conversion 640. L'impulsion d'exposition 610 commence à l'instant 612 et finit à l'instant 614. Un délai 620 suit l'instant de fin d'exposition 614 avant que l'instant de déclenchement de lecture 622 démarre un intervalle de lecture 630. L'intervalle de lecture 630 continue jusqu'à un instant d'arrêt de lec- ture 624. Une seconde impulsion d'exposition 616 commence à l'instant d'arrêt de lecture 624. Pendant le premier intervalle de lecture 630, on produit une première série d'impulsions de conversion d'énergie L0 à LK 640. Cha- que impulsion de conversion 640 de la première série a une longueur déterminée au préalable qui représente un nombre donné de niveaux de conversion (M). Un second intervalle de lecture 635 comprend une seconde série d'impulsions/niveau de conversion d'énergie L0 à LK 645, o K représente le nombre de lignes balayées, ou le nombre de fois o M (ou N) niveaux de conversion sont répétés. Chaque impul- sion de conversion 645 de la seconde série a une longueur déterminée au préalable représentant un nombre de niveaux de conversion (N). La longueur des impulsions de conversion 640 peut être inférieure à la longueur des impulsions de conversion 645. Le fait de faire varier la longueur des impulsions de conversion 640 et 645 fait que les premier et second intervalles de lecture 630 et 635 ont des longueurs différen- tes. Par exemple le premier intervalle de lecture 630 peut être plus court que le second intervalle de lecture 635. Dans le mode de réalisation de la figure 6, les délais 620 et 625 représentent les délais d'exposition à acquisition suivant les pre- mière et seconde impulsions d'exposition 610 et 616, respectivement. Le premier délai 620 est plus court que le second délai 625. La lon- gueur f des impulsions d'exposition 610 et 616 peut varier, tout comme l'intensité de l'exposition, et donc la longueur des premier et second délais 620 et 625 peut varier de quantités associées, respectivement. La séquence d'acquisition peut être mise en oeuvre quand l'exposition 610 donnant l'image sombre est faite en premier. L'exposition d'image sombre 610 peut avoir une rétention de charge photoconductrice infé- rieure à celle de l'image claire provenant de la seconde exposition 616. Etant donné que l'exposition d'image sombre 610 peut avoir une réten- tion de charge photoconductrice inférieure à celle de l'exposition d'image claire 616, le premier délai exposition-acquisition 620 ajouté pour permettre la diminution de la rétention de charge photoconduc- trice peut être réduit (jusqu'à S, avec S Etant donné que la première image est plus sombre, on peut utiliser des impulsions de conversion 640 plus courtes (K impulsions de conversion 640 de longueur M, avec M des. Si le détecteur 110 ne souffre pas de rétention de charge photo- conductrice, le délai 620 allant de la fin de l'exposition 610 au début de la lecture de détecteur peut être réduit (peut-être jusqu'à 0). Le nombre d'impulsions de conversion 640, et donc le temps 630 pour lire le détecteur 110 peut être réduit de Y à X millisecondes. Pour la seconde image, plus claire, le délai 625 peut être augmenté pour pren- dre en compte la rétention de charge photoconductrice accrue. L'image claire peut nécessiter des impulsions de conversion 645 plus longues (K niveaux de conversion 645 de longueur N). Le temps 635 de lecture du détecteur 110 pour l'image claire peut être allongé. Ainsi, les modes de réalisation préférés fournissent une solu- tion simple à ce qui est devenu un sérieux problème de dégradation pour les détecteurs de rayons X à l'état solide. Le procédé et l'appareil des modes de réalisation préférés pour réduire les effets photoconduc- teurs dans les applications à double énergie des détecteurs de rayons X à l'état solide peuvent améliorer la conception de nouveaux systèmes d'imagerie de diagnostic médical par la réduction du décalage photo- conducteur tout en minimisant les effets du mouvement du patient. Bien que l'invention ait été décrite en référence à u mode de réalisation préféré, les personnes du métier comprendront bien que divers changements peuvent être apportés et que des équivalents peu- vent être substitués sans s'éloigner de la portée de l'invention. De plus, de nombreuses modifications peuvent être faites pour adapter une situation ou un matériel particuliers aux enseignements de l'invention sans s'éloigner de la portée de cette dernière. Par conséquent, l'inven- tion n'est pas destinée à être limitée au mode de réalisation particulier divulgué. REVENDICATIONS 1. Procédé de réduction des effets de décalage dans l'imagerie à double énergie, ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend les opérations consistant à soumettre un détecteur (110) à une première exposition (610) par une source d'énergie (120) pendant un premier intervalle d'exposi- tion; après ledit premier intervalle d'exposition, attendre pendant un premier temps de délai (620) avant d'obtenir un premier ensemble de données d'image provenant de ladite première exposition (610) pen- dant un premier intervalle d'acquisition; après ledit premier intervalle d'acquisition, soumettre ledit détecteur (110) à une seconde exposition (616) par ladite source d'énergie (120) pendant un second intervalle d'exposition; et après ledit second intervalle d'exposition, attendre pendant un second temps de délai (625) avant d'obtenir un second ensemble de données d'image provenant de ladite seconde exposition (616) pendant un second intervalle d'acquisition, lesdits premier (620) et second (625) temps de délai n'étant pas de longueur égale. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite source d'énergie (120) comprend une source d'énergie à rayons X (120). 3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit détecteur (110) comprend un détecteur numérique à l'état solide (110) de rayons X. 4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite première étape d'exposition comprend le fait d'utiliser une expo- sition à énergie plus faible que celle de ladite seconde étape d'exposi- tion. 5. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite première étape d'exposition comprend le fait d'utiliser une expo- sition à énergie relativement faible. 6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite seconde étape d'exposition comprend le fait d'utiliser une expo- sition à énergie relativement élevée. 7. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit premier temps de délai (620) est inférieur audit second délai (625). 8. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit premier temps de délai (620) comprend un délai réduit. 9. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite première étape d'obtention comprend le fait d'obtenir un ensem- ble de données d'image plus sombre que dans ladite seconde étape d'obtention. 10. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite seconde étape d'obtention comprend le fait d'obtenir un ensem- ble de données d'image claire. 1. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre les opérations consistant à: obtenir ledit premier ensemble de données d'image au cours d'un premier temps de lecture (630); et obtenir ledit second ensemble de données d'image au cours d'un second temps de lecture (635). 12. Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce que ledit premier temps de lecture (630) est inférieur audit second temps de lecture (635). 13. Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce que ledit premier temps de lecture (630) comprend un temps de lecture réduit. 14. Procédé de réduction des effets de décalage dans l'image- rie à double énergie, ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il com- prend les opérations consistant à soumettre un détecteur (110) à une première exposition (610) par une source d'énergie (120); obtenir un premier ensemble de données d'image provenant de ladite première exposition (610) suite à un premier délai (620); soumettre ledit détecteur (110) à une seconde exposition (616) par ladite source d'énergie (120), ladite seconde exposition (616) étant supérieure à ladite première exposition (610); et obtenir un second ensemble de données d'image provenant de ladite seconde exposition (616) suite à un second délai (625), ledit second délai (625) étant différent dudit premier délai (620). 15. Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que ladite source d'énergie (120) comprend une source d'énergie à rayons X (120). 16. Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que ledit détecteur (110) comprend un détecteur numérique à l'état solide (110) de rayons X. 17. Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que ledit premier ensemble de données d'image comprend un ensemble de données d'image relativement sombre. 18. Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que ladite seconde étape d'obtention obtient un ensemble de données d'image relativement claire. 19. Procédé de réduction des effets de décalage dans l'image- rie à double énergie, ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il com- prend les opérations consistant à soumettre un détecteur (110) à une première exposition (610) par une source d'énergie (120); obtenir un premier ensemble de données d'image provenant de ladite première exposition (610) au cours d'un premier temps de lec- ture (630); soumettre ledit détecteur (110) à une seconde exposition (616) par ladite source d'énergie (120), ladite seconde exposition (616) étant supérieure à ladite première exposition (610); et obtenir un second ensemble de données d'image provenant de ladite seconde exposition (616) au cours d'un second temps de lecture (635), ledit second temps de lecture (635) étant différent dudit premier temps de lecture (630). 20. Procédé selon la revendication 19, caractérisé en ce que ladite source d'énergie (120) comprend une source d'énergie à rayons X (120). 21. Procédé selon la revendication 19, caractérisé en ce que ledit détecteur (110) comprend un détecteur numérique à l'état solide (110) de rayons X. 22. Procédé selon la revendication 19, caractérisé en ce que ladite première étape d'obtention d'image obtient un ensemble de don- nées d'image sombre. 23. Procédé selon la revendication 19, caractérisé en ce que ladite seconde étape d'obtention obtient un ensemble de données d'image claire.