FR 2914175 A1 20081003 FR 0851863 A 20080321 B 08/0526 FR 1 Société dite : GENERAL ELECTRIC COMPANY CHAINE D'ACQUISITION ET DE TRAITEMENT D'IMAGE POUR RADIOGRAPHIE A DOUBLE ENERGIE UTILISANT UN DETECTEUR A PANNEAU PLAT PORTABLE Invention de : JABRI Kadri Nizar AVINASH Gopal Biligeri SABOL John Michael UPPALURI Renuka Priorité d'une demande de brevet déposée aux Etats-Unis d'Amérique le 30 mars 2007 sous le N 11/731.535 2 CHAINE D'ACQUISITION ET DE TRAITEMENT D'IMAGE POUR RADIOGRAPHIE A DOUBLE ENERGIE UTILISANT UN DETECTEUR A PANNEAU PLAT PORTABLE La présente description concerne de façon générale l'imagerie à double énergie, et, en particulier, des techniques pour produire et traiter des images à double énergie avec un système d'imagerie à double énergie mobile comportant un détecteur numérique à panneau plat portable. Les systèmes d'imagerie et de diagnostic médicaux sont omniprésents dans les installations de soins de santé modernes. Actuellement, il existe un certain nombre de modalités pour des systèmes d'imagerie et de diagnostic médicaux. Celles-ci comprennent les systèmes à tomographie informatisée, les systèmes à rayons X (comprenant aussi bien les systèmes d'imagerie classique que numérique ou numérisée), les systèmes à résonance magnétique, les systèmes de tomographie à émission de positons, les systèmes à ultrasons, les systèmes de médecine nucléaire, etc. Ces systèmes constituent des outils inappréciables pour identifier, diagnostiquer et traiter des conditions physiques et réduire considérablement la nécessité d'une intervention de diagnostic chirurgicale. Dans de nombreux cas, ces modalités se complètent mutuellement et offrent au médecin une gamme de techniques pour l'imagerie de types particuliers de tissus, d'organes, de systèmes physiologiques, etc. Les systèmes d'imagerie numérique deviennent de plus en plus répandus pour produire des données numériques qui peuvent être reconstruites sous la forme d'images radiographiques utiles. Dans une application d'un système d'imagerie numérique, une radiation venant d'une source est dirigée vers un sujet, de façon caractéristique un patient dans une application de diagnostic médical, et une partie de la radiation traverse le sujet et frappe un détecteur. La surface du détecteur convertit la radiation 3 en photons de lumière, qui sont détectés. Le détecteur est divisé en un groupement d'éléments d'image individuels ou pixels, et code des signaux de sortie en fonction de la quantité ou de l'intensité de la radiation frappant chaque région de pixel. Comme l'intensité de radiation est altérée lorsque la radiation traverse le sujet, les images reconstruites en fonction des signaux de sortie peuvent produire une projection de tissus et d'autres éléments similaires à celle disponible à l'aide de techniques à film photographique classiques. Lors de l'utilisation, les signaux générés aux emplacements de pixel du détecteur sont échantillonnés et numérisés. Les valeurs numériques sont transmises à des circuits de traitement où elles sont filtrées, mises à l'échelle, et encore davantage traitées afin de produire le jeu de données d'image. Le jeu de données peut alors être utilisé pour reconstruire l'image résultante, pour afficher l'image, par exemple sur un écran d'ordinateur, pour transférer l'image à un film photographique classique, etc. La radiographie à double énergie comprend l'acquisition de deux images de rayons X à des énergies différentes à l'intérieur d'un intervalle de temps relativement petit. Les deux images sont ensuite utilisées pour décomposer l'anatomie dont on a réalisé une image et créer des images de tissu mou et d'os. Les techniques d'acquisition et de traitement d'image à radiographie numérique existantes n'ont pas été conçues pour la radiographie à double énergie. De plus, l'application de l'imagerie à double énergie à des systèmes d'imagerie à radiographie numérique ajoute plusieurs défis spécifiques. Par exemple, dans un système d'imagerie à radiographie numérique mobile, l'emplacement spatial du détecteur n'est pas toujours connu par rapport à la source de rayons X, comme dans un système d'imagerie à radiographie numérique permanent fixe. De plus, le détecteur peut ne pas être 4 mécaniquement fixe par rapport à la source de rayons X, et peut se déplacer légèrement à chaque fois que le patient se déplace. Il peut en résulter un défaut d'alignement entre la source de rayons X et le détecteur. De plus, il est fréquemment utilisé des systèmes d'imagerie à radiographie numérique mobiles pour obtenir des images de patients qui sont trop malades pour se déplacer. Par conséquent, fréquemment, ces patients ne peuvent pas retenir leur souffle très facilement, voire pas du tout. Il en résulte des parasites créés dans l'image lorsque le volume des poumons change entre la première et la deuxième exposition. Par conséquent, des techniques sont nécessaires pour remédier aux problèmes associés aux systèmes d'imagerie à radiographie numérique mobiles. Les techniques décrites ici visent à résoudre un ou plusieurs des problèmes associés aux systèmes d'imagerie à radiographie numérique mobiles. Un système d'imagerie à radiographie à rayons X à double énergie mobile est présenté. Le système d'imagerie à rayons X à double énergie mobile est un système à rayons X numérique qui est conçu tout à la fois pour acquérir des données d'image originales et pour traiter les données d'image afin de produire une image pour la visualisation. Le système comporte une source de rayons X et un détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable. Le système comporte un support à roues afin de permettre au système d'être transporté vers un patient. Le système peut fonctionner de façon à produire une image de haute énergie et une image de basse énergie d'un patient, celles-ci pouvant être décomposées de façon à produire une image de tissu mou et une image d'os pour une analyse supplémentaire de l'anatomie désirée. Du fait des limitations d'un système mobile par rapport à un système installé, un certain nombre de techniques sont utilisées pour améliorer les capacités d'acquisition, de traitement et d'affichage de l'image du système d'imagerie à rayons X à double énergie mobile. Un aspect de la présente invention est que le système 5 peut utiliser un capteur respiratoire pour effectuer un déclenchement pulmonaire durant l'acquisition de l'image. Un autre aspect de la présente invention est un système pour faciliter l'alignement du détecteur numérique à panneau plat avec la source de rayons X. Encore un autre aspect de la présente invention est une fonction de correction de température pour compenser des gradients de température dans le détecteur à rayons X numérique à panneau plat après la transition d'une condition de basse puissance à une condition de pleine puissance. Encore un autre aspect de la présente invention est un alignement de grille anti-dispersion lorsqu'une grille anti-dispersion est utilisée. Des aspects additionnels de la présente invention sont décrits ci-dessous. Ces éléments et caractéristiques, aspects et avantages de la présente invention, ainsi que d'autres, seront mieux compris lorsque la description détaillée qui suit sera lue en se référant aux dessins joints, dans lesquels des caractères identiques représentent des parties identiques dans tous les dessins, dans lesquels : la figure 1 est une vue en perspective d'un système d'imagerie à rayons X à double énergie, selon un exemple de réalisation de la présente technique ; la figure 2 est une vue générale schématique du système d'imagerie à rayons X à double énergie de la figure 1, selon un exemple de réalisation de la présente technique ; la figure 3 est une représentation schématique des circuits fonctionnels d'un détecteur du système de la figure 1, selon un exemple de réalisation de la présente technique ; 6 la figure 4 est une vue en perspective du détecteur de la figure 1 et d'un rembourrage en mousse, selon un exemple de réalisation de la présente technique ; la figure 5 est un schéma général d'une technique d'acquisition et de traitement d'image, selon un exemple de réalisation de la présente technique ; la figure 6 est un schéma général de la technique d'acquisition d'image de la figure 5, selon un exemple de réalisation de la présente technique ; la figure 7 est un schéma général de la technique de pré-traitement d'image de la figure 5, selon un exemple de réalisation de la présente technique ; la figure 8 est un schéma général de la technique de pré-traitement d'image de la figure 5, selon un exemple de réalisation de la présente technique ; et la figure 9 est un schéma général de la technique d'affichage de la figure 5, selon un exemple de réalisation de la présente technique. Bien qu'un système à double énergie soit décrit dans la description qui précède, les concepts sont tout à fait également applicables à un système à énergie multiple. Si l'on se réfère de façon générale à la figure 1, un système d'imagerie à rayons X à double énergie mobile est présenté, référencé globalement par le numéro de référence 20. Dans la réalisation illustrée, le système d'imagerie à rayons X à double énergie 20 est un système à rayons X numérique qui est conçu tout à la fois pour acquérir des données d'image originales et pour traiter les données d'image pour l'affichage selon les présentes techniques. En particulier, le système 20 peut fonctionner de façon à produire une image de haute énergie et une image de basse énergie, qui peuvent être décomposées de façon à produire une image de tissu mou et une image d'os pour une analyse ultérieure de l'anatomie désirée. Le système d'imagerie à rayons X à double énergie 7 mobile 20 comporte une source de rayons X 22 et un détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable 24. Le détecteur de rayons X numérique portable à panneau plat portable 24 peut fonctionner de façon à effectuer une imagerie de rayons X à double énergie. Un patient 26 est disposé entre la source de rayons X 22 et le détecteur 24. Le détecteur 24 reçoit des rayons X qui traversent le patient 26 et transmet des données d'imagerie à une unité de base 28. Le détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable 24 est couplé par un câble à l'unité de base 28, et peut être stocké dans l'unité de base 28 durant le transport. L'unité de base 28 renferme les circuits électroniques 32 du système qui traitent les données d'imagerie de façon à produire une image pour la visualisation. De plus, les circuits électroniques 32 du système délivrent et commandent tout à la fois de l'énergie à la source de rayons X 22. L'énergie pour la source de rayons X 22 est délivrée par un générateur qui peut être utilisé pour délivrer l'énergie à la source de rayons X 22 afin de produire tout à la fois une image de haute énergie et une image de basse énergie. L'unité de base 28 comporte également un poste de travail d'opérateur 34 qui permet à un utilisateur de commander le fonctionnement du système 20 de façon à produire une image désirée. Des images produites par les circuits électroniques 32 du système sont affichées sur un afficheur 36. De plus, des images produites par le système 20 peuvent être imprimées sur un film. Le système d'imagerie à rayons X à double énergie mobile 20 comprend également plusieurs capteurs pour améliorer le fonctionnement du système 20. Dans la réalisation illustrée, un capteur respiratoire 38 est présent pour envoyer un signal représentatif du cycle respiratoire du patient aux circuits électroniques 32 du système. Du fait que le déplacement du détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable 24 est indépendant de la source de rayons X 22, il est possible que les rayons X frappent le détecteur 24 selon un certain angle, produisant une image imprécise du patient 26. Dans la réalisation illustrée, le détecteur 24 comporte des émetteurs d'alignement 40 qui sont utilisés pour aligner le détecteur 24 avec la source de rayons X 22 afin d'assurer que les rayons X venant de la source de rayons X 22 frappent le détecteur 24 selon l'angle correct. Dans la réalisation illustrée, des détecteurs disposés à proximité de la source de rayons X 22 sont adaptés pour recevoir des signaux produits par les émetteurs d'alignement 40. Le système 20 est susceptible d'utiliser les signaux pour effectuer une triangulation de l'orientation et de l'emplacement du détecteur 24 par rapport à la source de rayons X 22 afin de déterminer si le détecteur 24 est aligné de façon normale au trajet des rayons X venant de la source de rayons X 22. Les capteurs d'alignement peuvent également fonctionner de façon à indiquer le moment où le détecteur 24 se trouve à l'intérieur de la portée de la source de rayons X 22. Lorsque le détecteur 24 et la source de rayons X 22 sont alignés, un indicateur audible et/ou visible sont activés. Cependant, la configuration inverse peut être utilisée, à savoir que les émetteurs d'alignement 40 peuvent être disposés sur la source de rayons X 22 et les capteurs à l'intérieur du détecteur 24. De plus, la source de rayons X 22 est supportée par un montant réglable 42. Finalement, le système 20 peut être connecté à l'Internet ou à un autre réseau de communication de telle sorte que les images produites par le système 20 puissent être envoyées à un utilisateur distant, par exemple un poste de travail de radiologue. Si l'on se réfère globalement à la figure 2, le système d'imagerie à double énergie mobile 20 comprend un 9 collimateur 44 positionné au voisinage de la source de rayons X 22. Le collimateur 44 permet à un faisceau de radiation 46 de passer dans une région dans laquelle un patient 26 est positionné. Une partie de la radiation 48 passe à travers ou autour du patient 26 et frappe le détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable 24. Comme décrit plus complètement ci-dessous, le détecteur de rayons X 24 convertit les photons de rayons X reçus sur sa surface en photons d'énergie plus basse, et ensuite en signaux électriques, qui sont acquis et traités afin de reconstruire une image des éléments à l'intérieur du sujet. La figure 2 illustre également l'importance du fait que la source de rayons X 22 et le détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable 24 soit en alignement. S'ils ne sont pas alignés, la partie de la radiation 48 qui passe à travers ou autour du patient 26 ne peut pas être reçue par le détecteur 24, et une image précise du patient 26 ne peut pas être obtenue. De plus, même si le détecteur 24 est dans la ligne directe avec la source de rayons X, le détecteur 24 doit être à angle perpendiculaire par rapport à la source de rayons X 22 pour une détection correcte de la radiation 48. La source de rayons X 22 est commandée par un circuit d'alimentation/commande 50, qui fournit tout à la fois une alimentation et des signaux de commande pour des séquences d'examen. De plus, le détecteur 24 est couplé à un dispositif de commande de détecteur 52, qui commande l'acquisition des signaux générés dans le détecteur 24. Le dispositif de commande de détecteur 52 peut également exécuter différentes fonctions de traitement et de filtrage du signal, par exemple pour le réglage initial des plages dynamiques, l'entrelaçage des données d'image numérique, etc. Aussi bien le circuit d'alimentation/commande 50 que le dispositif de commande de détecteur 52 répondent à des signaux venant d'un 10 dispositif de commande de système 54. En général, le dispositif de commande de système 54 commande le fonctionnement du système d'imagerie de façon à exécuter des protocoles d'examen et à traiter des données d'image acquises. Dans le présent contexte, le dispositif de commande de système 54 comprend également des circuits de traitement du signal, basés de façon caractéristique sur un ordinateur numérique à usage général ou spécifique à l'application, des circuits de mémoire associés pour mémoriser des programmes et des sous-programmes exécutés par l'ordinateur, ainsi que des paramètres de configuration et des données d'image, des circuits d'interface, etc. Dans la réalisation illustrée, le capteur respiratoire 38 délivre des données de cycle respiratoire au dispositif de commande de système 54. Le dispositif de commande de système 54 est relié à un dispositif de sortie, tel que l'afficheur 36 ou une imprimante. Le dispositif de commande de système 54 est également relié au poste de travail d'opérateur 34 pour délivrer en sortie des paramètres du système, demander des examens, visualiser des images, etc. En général, des afficheurs, des imprimantes, des postes de travail, et des dispositifs similaires disposés à l'intérieur du système, peuvent être locaux vis-à-vis des composants d'acquisition de données, ou peuvent être distants vis-à-vis de ces composants, par exemple n'importe où à l'intérieur d'une institution ou d'un hôpital, ou dans un emplacement entièrement différent, reliés au système d'acquisition d'image par l'intermédiaire d'un ou plusieurs réseaux pouvant être configurés, tels que l'Internet, des réseaux privés virtuels, etc. Si l'on se réfère de façon générale à la figure 3, les composants fonctionnels du détecteur numérique 24 sont présentés. De plus, un dispositif de commande de détecteur d'imagerie 56 est présenté, celui-ci étant, de façon 11 caractéristique, configuré à l'intérieur du dispositif de commande de détecteur 52. Le dispositif de commande de détecteur d'imagerie 56 comprend une unité centrale ou un processeur de signal numérique, ainsi que des circuits de mémoire pour commander l'acquisition de signaux détectés à partir du détecteur. Le dispositif de commande de détecteur d'imagerie 56 est couplé par l'intermédiaire de conducteurs à fibre optique bidirectionnels à des circuits de commande de détecteur 58 à l'intérieur du détecteur 24. Le dispositif de commande de détecteur d'imagerie 56 échange par conséquent des signaux de commande pour des données d'image à l'intérieur du détecteur durant le fonctionnement. Les circuits de commande de détecteur 58 reçoivent une alimentation en courant continu à partir d'une source d'alimentation 60. Les circuits de commande de détecteur 58 sont configurés pour délivrer des ordres de minutage et de commande pour des dispositifs d'attaque de lignes et de colonnes utilisés pour transmettre des signaux durant les phases d'acquisition de données du fonctionnement du système. Les circuits de commande de détecteur 58 transmettent par conséquent une alimentation et des signaux de commande a des circuits de référence/régulateur 62, et reçoivent des données de pixels d'image numérique des circuits de référence/régulateur 62. Dans une présente réalisation, le détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable 24 est constitué par un scintillateur qui convertit des photons de rayons X reçus sur la surface du détecteur durant des examens en photons d'énergie plus basse (de lumière). Un groupement de photodétecteurs convertit alors les photons de lumière en signaux électriques, qui sont représentatifs du nombre de photons ou de l'intensité de radiation frappant des régions de pixel individuelles de la surface du détecteur. Des circuits électroniques de lecture convertissent les 12 signaux analogiques résultants en valeurs numériques qui peuvent être traitées, mémorisées et affichées, par exemple sur un afficheur 36, après la reconstruction de l'image. Dans une forme présente, le groupement de photodétecteurs est formé sur une base unique de silicium amorphe. Les éléments du groupement sont organisés en lignes et en colonnes, chaque élément étant constitué par une photodiode et un transistor à film mince. La cathode de chaque diode est connectée à la source du transistor, et les anodes de toutes les diodes sont connectées à une tension de polarisation négative. Les grilles des transistors dans chaque ligne sont connectées ensemble et les électrodes de ligne sont connectées aux circuits électroniques de balayage, comme décrit ci-dessous. Les drains des transistors dans une colonne sont connectés ensemble, et une électrode de chaque colonne est connectée à des circuits électroniques de lecture. Dans la réalisation illustrée, le détecteur numérique à panneau plat portable 24 comporte un bus de lignes 64 et un bus de colonnes 66. Le bus de lignes 64 comprend une pluralité de conducteurs pour permettre la lecture à partir de différentes colonnes du détecteur, et, également, pour invalider des lignes et appliquer une tension de compensation de charge à des lignes sélectionnées, là où on le souhaite. Le bus de colonnes 66 comprend des conducteurs additionnels pour commander la lecture à partir des colonnes tandis que les lignes sont validées en séquence. Le bus de lignes 64 est couplé à une série de dispositifs d'attaque de lignes 68, dont chacun commande la validation d'une série de lignes dans le détecteur. De façon similaire, des circuits électroniques de lecture 70 sont couplés au bus de colonnes 66 pour commander la lecture de toutes les colonnes du détecteur. Dans la présente technique, le débit d'acquisition d'images est accru grâce à l'emploi d'une lecture 13 partielle du détecteur 24. Dans la réalisation illustrée, les dispositifs d'attaque de lignes 68 et les circuits électroniques de lecture 70 sont couplés à un panneau de détecteur 72 qui peut être subdivisé en une pluralité de sections 74. Chaque section 74 est couplée à l'un des dispositifs d'attaque de lignes 68, et comprend un certain nombre de lignes. De façon similaire, chacun des circuits électroniques de lecture 70 est couplé à une série de colonnes. La configuration à photodiode et à transistor à film mince mentionnée ci-dessus définit par conséquent une série de pixels ou d'éléments d'image individuels 76 qui sont disposés en lignes 78 et en colonnes 82. Les lignes et les colonnes définissent une matrice d'image 82, ayant une hauteur 84 et une largeur 86. Chaque pixel 76 est défini de façon générale à un croisement d'une ligne et d'une colonne, où une électrode de colonne 88 croise une électrode de ligne 90. Comme mentionné ci-dessus, un transistor à film mince 92 est disposé à chaque emplacement de croisement pour chaque pixel, ainsi qu'une photodiode 94. Lorsque chaque ligne est validée par les dispositifs d'attaque de lignes 68, il peut être accédé à des signaux venant de chaque photodiode 94 par l'intermédiaire des circuits électroniques de lecture 70, et ils peuvent être convertis en signaux numériques pour un traitement et une reconstruction d'image ultérieurs. Par conséquent, une ligne entière de pixels dans le groupement est commandée simultanément lorsque la ligne de balayage fixée aux grilles de tous les transistors de pixels sur cette ligne est activée. Par conséquent, chacun des pixels dans cette ligne particulière est connecté à une ligne de données, par l'intermédiaire d'un commutateur, qui est utilisé par les circuits électroniques de lecture pour restaurer la charge dans la photodiode 94. On devra noter que, lorsque la charge est restaurée 14 dans tous les pixels dans une ligne simultanément par chacun des canaux de lumière dédiés associés, les circuits électroniques de lecture convertissent les mesures de la ligne précédente d'une tension analogique à une valeur numérique. De plus, les circuits électroniques de lecture transfèrent les valeurs numériques de deux lignes précédentes au sous-système d'acquisition, qui effectuera un certain traitement avant d'afficher une image de diagnostic sur un écran ou d'écrire celle-ci sur un film. Par conséquent, les circuits électroniques de lecture assurent trois fonctions simultanément : la mesure ou la restauration de la charge pour les pixels dans une ligne particulière, la conversion des données pour les pixels dans la ligne précédente, et le transfert des données converties pour les pixels dans une ligne deux fois précédente. Si l'on se réfère de façon générale à la figure 4, une réalisation du détecteur numérique à panneau plat portable 24 est présentée. Le détecteur 24 comporte une grille anti-dispersion 96 qui recouvre la matrice d'image 82 du détecteur numérique à panneau plat portable 24. La dispersion est un processus physique général selon lequel certaines formes de radiation, telles que les rayons X, sont forcées à s'écarter d'une trajectoire droite par une ou plusieurs non-uniformités localisées dans le milieu à travers lequel elles passent. La grille anti-dispersion 96 réduit l'effet de la dispersion en empêchant les rayons X dispersés d'atteindre le détecteur 24. Lorsque l'on utilise de telles grilles anti-dispersion, un défaut d'alignement significatif entre la source de rayons X 22 et la grille peut produire en résultat des parasites d'image. L'alignement du détecteur 24 avec la source de rayons X 22 est gêné par le fait que le détecteur 24 est indépendant de la source de rayons X 22. De plus, du fait que le détecteur 24 est disposé sous la région du patient 15 26 dont on doit réaliser une image, la position du détecteur 24 est déterminée par la position du patient 26. Pour éviter des parasites d'image à partir d'un défaut d'alignement, des émetteurs 40 sont utilisés pour permettre l'alignement du détecteur 24 avec la source de rayons X 22. D'une autre façon, les émetteurs d'alignement 40 peuvent être disposés sur la grille anti-dispersion 96 de façon à assurer que les rayons X venant de la source de rayons X 22 frappent la grille anti-dispersion 96 selon l'angle correct. La source de rayons X 22 comporte un récepteur qui peut fonctionner de façon à recevoir des signaux venant des émetteurs 40 et à effectuer une triangulation de la position du détecteur 24 par rapport à la source de rayons X 22. Le détecteur 24 et la source de rayons X 22 sont alignés lorsque le détecteur 24 est positionné de telle sorte que le plan du détecteur 24 soit perpendiculaire au faisceau de rayons X généré par la source de rayons X 22 et que le détecteur 24 soit centré par rapport à la source de rayons X. Dans la réalisation illustrée, le système 20 produit une indication visuelle et/ou audible lorsque le détecteur 24 et la source de rayons X 22 sont alignés. Par conséquent, cela permet à un utilisateur de positionner le détecteur 24 et de s'assurer qu'il soit aligné avant de prendre une image du patient 26. De plus, un tampon de mousse 98 est disposé sur la grille 96 dans la réalisation illustrée. Le tampon de mousse 98 crée un espace d'air entre le patient 26 et le détecteur 24, ce qui réduit également l'effet de la dispersion en empêchant des rayons X dispersés d'atteindre le détecteur 24. Si l'on se réfère de façon générale à la figure 5, des techniques pour le traitement de données d'imagerie par le système d'imagerie à rayons X à double énergie mobile 20 de la figure 1 sont présentées, et sont représentées globalement par le numéro de référence 100. Certaines 16 adaptations ont été effectuées dans les techniques suivantes, parce que le système 20 est mobile. Les premières techniques dans la réalisation illustrée sont des techniques d'acquisition d'image, représentées globalement par le cadre 102. Une fois que l'acquisition d'image est achevée, des techniques de pré-traitement sont effectuées sur l'image acquise, ce qui est référencé globalement par le cadre 104. Après que le pré-traitement ait été achevé, les images acquises sont décomposées de façon à générer une image de tissu mou brute et une image d'os brute, cequi est représenté globalement par le numéro de référence 106. Ensuite, les images acquises sont post-traitées, ce qui est représenté globalement par le numéro de référence 108. Finalement, une fois que le post-traitement est achevé, les images acquises sont traitées pour un affichage visuel, ce qui est référencé globalement par le cadre 110. Si l'on se réfère de façon générale à la figure 6, un exemple de réalisation des techniques d'acquisition d'image 102 de la figure 5 est présenté. Dans la réalisation illustrée, les techniques d'acquisition d'image 102 comprennent des techniques d'optimisation technique pour l'utilisation avec un système d'imagerie mobile, ceci étant représenté globalement par le cadre 112. Les systèmes d'imagerie à rayons X installés comportent de façon caractéristique un générateur beaucoup plus grand pour délivrer une alimentation à une source de rayons X. Par exemple, les systèmes à radiographie numérique fixes comportent de façon caractéristique un générateur de 60 à 80 kW, tandis que les systèmes mobiles comportent des générateurs habituellement dans la plage des 15 à 30 kW. L'optimisation technique désigne des techniques qui sont utilisées pour tenir compte de la plus faible puissance disponible pour générer des rayons X qui existe avec un système d'imagerie à rayons X mobile par 17 rapport à un système d'imagerie à rayons X installé. Dans la réalisation illustrée, l'optimisation technique 112 comprend le réglage des kilovolts de crête (kVc) et du filtrage au cuivre (pour durcir le spectre des rayons X) par rapport à un système installé. Une fois que les paramètres d'acquisition sont définis, un déclenchement cardiaque et/ou un déclenchement pulmonaire peut être effectué, ceci étant représenté globalement par le numéro de référence 114. Le déclenchement cardiaque est une technique qui déclenche l'acquisition d'images par le détecteur 24 à un point spécifique dans le cycle cardiaque. Ceci réduit les parasites de mouvement cardiaque dans des vues qui comprennent le coeur, ainsi que des parasites associés indirectement au mouvement cardiaque, tels que le mouvement pulmonaire. Le déclenchement cardiaque traite les parasites de mouvement pulmonaire/cardiaque dus au mouvement pulsatoire cardiaque/aortique. Le déclenchement pulmonaire est une technique qui empêche des parasites d'image d'être créés dans l'image lorsque le volume des poumons change entre la première et la deuxième exposition. Les changements de volume des poumons peuvent se produire lorsque le système d'imagerie à radiographie numérique est utilisé pour obtenir des images de patients qui ne peuvent pas retenir leur souffle très longtemps, voire pas du tout. Dans une réalisation de déclenchement pulmonaire, le système 20 acquiert tout à la fois l'image de haute énergie et l'image de base énergie lorsque le poumon est à son mouvement le plus faible, en fonction de signaux venant du capteur respiratoire 38 de la figure 1. Dans d'autres réalisations de déclenchement pulmonaire, les images de haute énergie et de basse énergie sont acquises durant des cycles respiratoires différents, mais approximativement au même point dans le cycle respiratoire. 18 Dans la technique illustrée, un alignement de la source de rayons X avec le détecteur numérique à panneau plat portable 24 est effectué par un utilisateur, ceci étant représenté globalement par le cadre 116. Comme décrit ci-dessus, les émetteurs 40 situés sur le détecteur 24 sont utilisés pour aligner le détecteur 24 avec la source de rayons X 22. Comme décrit ci-dessus, une indication audible et/ou visible est délivrée lorsque le détecteur 24 et la source de rayons X 22 sont alignés. Ceci permet à un opérateur de savoir qu'une image prise lorsque l'indication est présente aura un alignement correct du détecteur 24 et de la source de rayons X 22. Durant l'acquisition d'image, une image de rayons X est acquise à une haute énergie ("kVc"), ceci étant représenté globalement par le cadre 118. En succession rapide, une image de rayons X est acquise à une basse énergie ("kVc"), ceci étant représenté globalement par le cadre 120. De façon caractéristique, l'image de basse énergie est acquise en premier. L'exposition de basse énergie peut durer approximativement entre 100 et 300 ms. L'exposition de haute énergie se produit approximativement 0,5 s après, et dure approximativement entre 10 et 30 ms. Le filtrage du collimateur 44 peut être changé entre des acquisitions pour permettre une plus grande séparation des énergies de rayons X. Des corrections de détecteur peuvent être appliquées tout à la fois à l'image de haute énergie et à l'image de basse énergie, respectivement. Ces corrections de détecteur sont connues dans des systèmes employant des détecteurs à panneau plat, et comprennent des techniques telles qu'une correction de mauvais pixel/ligne, une correction de projection de gain, etc., ainsi que des corrections spécifiques à l'imagerie à double énergie, telles que des corrections de pixels retardés. De plus, le tampon de mousse 98 décrit ci-dessus crée un espace d'air entre le patient 26 et le détecteur 19 24. L'espace d'air améliore l'acquisition d'image en réduisant la dispersion. Si l'on se réfère de façon générale à la figure 7, un exemple de réalisation de la technique de pré-traitement 104 de la figure 5 est présenté. La technique de pré-traitement 104 comprend une correction de détecteur de kVc élevés, ceci étant représenté globalement par le cadre 122, et une correction de détecteur de kVc bas, ceci étant représenté globalement par le cadre 124. Des techniques de correction de détecteur existantes peuvent être utilisées, telles que des solutions matérielles comprenant des grilles anti-dispersion spécialisées, et/ou des solutions logicielles utilisant des procédés basés sur une convolution ou basés sur une déconvolution. De plus, des techniques logicielles peuvent utiliser une information venant d'une image pour ajuster des paramètres pour l'autre image. De plus, des corrections de détecteur peuvent être utilisées pour compenser les effets de la température sur le détecteur 24. Avec des systèmes d'imagerie à rayons X fixes, la température du détecteur reste stable une fois qu'il a subi son échauffement initial. Cependant, les systèmes d'imagerie à rayons X mobiles sont fréquemment allumés et éteints. De plus, la réalisation illustrée du système 20 présente une caractéristique de conservation d'énergie, grâce à laquelle l'alimentation vers le détecteur 24 est réduite après une période de non-utilisation. Par conséquent, la température du détecteur 24 peut ne pas être stable à une température de repos lorsque le système d'imagerie à rayons X mobile 20 est utilisé pour acquérir une image. De façon caractéristique, lorsque le détecteur 24 est alimenté à pleine puissance, le détecteur 24 s'échauffe du fait de l'augmentation de la puissance vers le détecteur 24. Lorsque le détecteur 24 s'échauffe, un gradient de température existe dans l'espace sur la 20 surface du détecteur, ce qui peut affecter le décalage/gain de pixel, et affecter par conséquent les valeurs d'image résultantes après une exposition aux rayons X. Une fonction de correction de température est assurée pour compenser le gradient de température. La fonction de correction de température est basée sur un modèle de la façon dont le détecteur 24 s'échauffe au cours du temps lorsqu'il fonctionne à pleine puissance. L'entrée sur la correction est l'intervalle de temps entre la commutation au mode de pleine puissance et le temps de capture d'image. Dans une autre réalisation, le détecteur 24 comporte un capteur de température pour délivrer une entrée en fonction de la température réelle du détecteur 24. La température réelle du détecteur est ensuite utilisée pour établir la fonction de correction de température. Une réduction du bruit est également effectuée. Un ou plusieurs algorithmes de réduction du bruit sont appliqués aux images de kVc élevés et de kVc bas, ceci étant représenté globalement par le cadre 126. Des techniques d'alignement sont utilisées pour réduire les parasites de mouvement en corrigeant le mouvement entre les images de kVc élevés et de kVc bas, ceci étant représenté globalement par le cadre 128. Les algorithmes d'alignement peuvent être des sous-programmes d'alignement de corps rigide ou de gauchissement connus appliqués aux images de kVc élevés et de kVc bas. Le traitement d'alignement traite les structures résiduelles dans l'image de tissu mou et/ou l'image d'os et les parasites de mouvement pulmonaire/cardiaque. De plus, les techniques d'alignement 128 comprennent un alignement de grille. Lorsque la grille antidispersion 96 est utilisée, la grille 96 peut se déplacer indépendamment du patient 26. L'alignement de grille corrige tout mouvement de la grille par alignement des grilles dans l'image de kVc élevés et l'image de kVc bas. 21 Si l'on se réfère à nouveau à la figure 5, les techniques de décomposition 106 comprennent également des considérations basées sur le fait que le système d'imagerie à rayons X à double énergie est mobile. Les deux images sont décomposées de façon générale selon les équations de décomposition de double énergie : IS = IH/ILWS (1) IB = IH/ILWB (2) où IS représente l'image de tissu mou, IB représente l'image d'os, IH représente l'image de haute énergie, IL représente l'image de basse énergie, WS est le paramètre de décomposition de tissu mou, WB est le paramètre de décomposition d'os, et 0 La principale considération pour la technique de 22 soustraction logarithmique de paramètre variable dans l'espace consiste à modifier le paramètre de soustraction logarithmique en fonction de la valeur de densité de tissu et à remettre les différentes parties de l'image décomposée ensemble d'une façon non liée. Dans la réalisation illustrée, un algorithme est utilisé pour accéder à la paire d'images de puissance haute et basse. L'image de haute énergie est segmentée en multiples régions en fonction des densités d'atténuation de façon à dériver un masque, "M". Le masque est ensuite traité pour éliminer tous petits trous ou espaces par changement de la région à ses régions voisines environnantes. Les régions sont ensuite fondues en un nombre relativement petit de super-régions. Par exemple, les super-régions peuvent être divisées en densités de tissu élevée, moyenne et basse. Les images seront ensuite décomposées à l'aide d'un paramètre standard ("W") et de paramètres non-standard (W1, W2, W3, ...). Ceci crée un certain nombre de paires d'images de tissu mou (IS, IS1r IS2, ...) et d'images d'os (IB, IB1r IB2, ...). Une concordance d'intensité est effectuée pour chacune des images de tissu mou (IS1r IS2, ...) avec IS afin d'obtenir des images d'intensité concordante IS1r IS2, ... Les régions dans IS sont ensuite remplacées par les régions dans les images d'intensité concordante (IS1r IS2, ...), en étant guidé par le masque, "M". De façon similaire, une concordance d'intensité est effectuée pour chacune des images d'os (IB1r IB2, ...) avec IB, afin d'obtenir des images d'intensité concordante IB1r IB2r ... Les régions dans IB sont ensuite remplacées par les régions dans les images d'intensité concordante (IB1r IB2r ...), en étant guidé par le masque, "M". Il en résulte que les images IS et IB finales comportent des images extraites logarithmiques à paramètres multiples sans liaison. Si l'on se réfère de façon générale à la figure 8, un 23 exemple de réalisation des techniques de post-traitement d'image 108 de la figure 5 est présenté. Après la décomposition, une image de tissu mou brute 130 et une image d'os brute 132 sont produites. Durant le post-traitement, l'image de tissu mou brute 130 et l'image d'os brute 132 sont soumises à des techniques de traitement similaires. Dans la réalisation illustrée, si les techniques de pré-traitement 104 ne retirent pas tous les parasites de grille, des techniques d'élimination de parasite de grille, représentées globalement par les cadres 134, sont utilisées pour retirer tous parasites de grille restants de l'image de tissu mou brute 130 et de l'image d'os brute 132. Les techniques d'élimination de parasites de grille 134 peuvent comprendre des filtres à encoche de fréquence dans lesquelles les images résultantes sont analysées en ce qui concerne des pics significatifs dans le domaine de fréquence spatial, ceux-ci étant alors supprimés. Une technique de correction de dispersion 136 peut être utilisée lorsque l'utilisation d'une grille antidispersion n'est pas possible du fait de considérations cliniques. Dans la technique de correction de dispersion 136, les régions de bord à gradient élevé sont exclues de tous les calculs. Dans les régions qui ne se trouvent pas dans les régions de bord à gradient élevé, une moyenne pondérée de l'image résultante est effectuée. Dans les régions correspondant aux régions de bord, des valeurs sont extrapolés en fonction des régions incluses voisines afin de créer une image dont il est réalisé une moyenne finale. Une fraction de l'image dont il est réalisé une moyenne finale est soustraite de l'original afin d'obtenir l'image corrigée vis-à-vis de la dispersion. Une correspondance de contraste 138 est effectuée pour faire correspondre le contraste de structures dans l'image de tissu mou brute 130 et l'image d'os brute 132 aux 24 structures correspondantes dans une image standard. Par exemple, on fait correspondre le contraste de structures de tissu mou dans une image de tissu mou brute 130 (par exemple, une image de la poitrine) avec le contraste dans l'image PA standard. La correspondance de contraste est effectuée de façon à faciliter l'interprétation des images de rayons X. Une ou plusieurs techniques de réduction du bruit peuvent être appliquées à l'image de tissu mou 130 et à l'image d'os 132, ceci étant représenté globalement par le cadre 140. Les techniques de réduction du bruit 140 traitent le bruit dû à la décomposition de double énergie. Des algorithmes de réduction du bruit optionnels peuvent être nécessaires en fonction de l'ampleur de correction de dispersion utilisée, en particulier si une image de fort contraste est souhaitée. Les techniques de réduction du bruit 140 peuvent ajuster les réglages de paramètres de façon à produire une visualisation améliorée de plus grandes structures et à mitiger le bruit de haute fréquence localisé. De plus, un traitement d'image de présentation, représenté globalement par le cadre 142, peut être effectué sur l'image de tissu mou brute 130 et l'image d'os brute 132. Le traitement d'image de présentation 142 comprend des processus tels qu'une accentuation des bords, des ajustements de niveau de fenêtre d'affichage et de largeur de fenêtre, pour un affichage optimal. Le résultat des techniques de post-traitement 108 est une image de tissu mou traitée 144 et une image d'os traitée 146. Pour permettre de revoir les images dans le temps dans un environnement clinique, un traitement d'image peut être accéléré par l'envoi des images brutes à un processeur hors-ligne spécialisé, qui retransmettra alors l'image traitée au système d'imagerie à rayons X mobile 20 pour la revisualisation. 25 Si l'on se réfère à la figure 9, un exemple de réalisation des techniques d'affichage d'image 110 de la figure 5 est présenté. Les techniques d'affichage 110 visent à couvrir de multiples techniques d'affichage, comprenant l'affichage sur un écran ou par une imprimante. Les techniques d'affichage 110 comprennent la désignation d'options d'affichage et de protocoles d'arrêt en réponse à une entrée de l'utilisateur (par exemple, des préférences des radiologues), ceci étant représenté globalement par le cadre 148. Ces options d'affichage et ces protocoles d'arrêt peuvent être adaptés aux besoins ou standard en fonction des limitations du poste de travail dans lequel les images sont revues, des systèmes d'archivage et de communication d'image, etc. Par exemple, la définition d'une image peut être ajustée en fonction des capacités de l'afficheur et de largeur de bande du poste de travail où sont visualisées les images. Des outils d'information interactifs, représentés globalement par le cadre 150, peuvent être utilisés pour rendre le système d'imagerie à rayons X mobile 20 plus utile dans des situations d'urgence. Par exemple, les outils d'information interactifs 150 peuvent délivrer des paramètres, tels que la distance, la taille, le pseudovolume, et des décomptes d'objet. De plus, les outils 150 peuvent permettre à un utilisateur de dessiner sur l'image, ainsi que d'effectuer des statistiques pour des régions auxquelles on s'intéresse. Des algorithmes de diagnostic aidé par ordinateur, représentés globalement par le cadre 152, peuvent être appliqués à l'une ou à toutes parmi l'image de tissu mou traitée 144, l'image d'os traitée 146 et l'image standard. Les algorithmes de diagnostic aidé par ordinateur 152 peuvent être adaptés aux besoins pour l'image de tissu mou traitée et l'image d'os traitée afin d'améliorer les performances. L'image de tissu mou traitée 144 et/ou 26 l'image d'os traitée 146, avec les résultats de tous algorithmes de diagnostic aidé par ordinateur, sont affichés pour la visualisation, ceci étant représenté globalement par le cadre 154. Par exemple, trois types d'image (standard, tissu mou et os) peuvent être visualisés de façon dynamique sur un afficheur unique, soit dans une boucle dans le temps soit par passage manuel. Cette technique de visualisation 154 peut potentiellement mettre en évidence des pathologies qui n'apparaissent pas facilement dans la revisualisation côte à côte d'images. Des techniques d'accentuation spécifiques à un élément, représentées globalement par le cadre 156, peuvent également être utilisées. Le système d'imagerie à rayons X mobile 20 peut être utilisé dans des situations dans lesquelles des dispositifs chirurgicaux et/ou de contrôle sont courants. Dans ces situations, des algorithmes qui mettent en évidence des dispositifs spécifiques peuvent aider au diagnostic et au traitement du patient. De plus, le système d'imagerie à rayons X mobile 20 peut être connecté sans fil à un poste de travail local ou distant. Par conséquent, les images obtenues par le système 20 peuvent être transférées rapidement vers un radiologue pour un diagnostic et un traitement. Bien que seulement certains éléments et caractéristiques de l'invention aient été illustrés et décrits ici, de nombreux changements et modifications apparaîtront aux personnes ayant une bonne connaissance de la technique. Par conséquent, on doit comprendre que les revendications jointes visent à couvrir tous ces changements et modifications qui rentrent à l'intérieur de l'esprit véritable de l'invention. 27 LISTE DES ELEMENTS 20 : Système d'imagerie à rayons X à double énergie mobile 22 : Source de rayons X 24 : Détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable 26 : Patient 28 : Unité de base 30 : Chariot mobile 32 : Circuits électroniques du système 34 : Poste de travail d'opérateur 36 : Afficheur 38 : Capteur respiratoire 40 : Emetteurs d'alignement 42 : Montant réglable 44 : Collimateur 46 : Faisceau de radiation 48 : Partie de la radiation 50 : Circuit d'alimentation/commande 52 : Dispositif de commande de détecteur 54 : Dispositif de commande de système 56 : Dispositif de commande de détecteur d'imagerie 58 : Circuits de commande de détecteur 60 : Alimentation 62 : Circuits de référence/régulateur 64 : Bus de lignes 66 : Bus de colonnes 68 : Dispositifs d'attaque de lignes 70 : Circuits électroniques de lecture 72 : Panneau de détecteur 74 : Section d'un panneau de détecteur 76 : Série de pixels ou d'éléments d'image individuels 78 : Lignes 80 : Colonnes 82 : Matrice d'image 28 84 : Hauteur de la matrice d'image 86 : Largeur de la matrice d'image 88 : Electrode de colonne 90 : Electrode de ligne 92 : Transistor à film mince 94 : Photodiode 96 : Grille anti-dispersion 98 : Tampon en mousse 100 : Techniques pour le traitement de données d'imagerie par le système d'imagerie à rayons X à double énergie mobile 102 : Techniques d'acquisition d'image 104 : Techniques de pré-traitement 106 : techniques de décomposition 108 : Techniques de post-traitement d'image 110 : Techniques d'affichage d'image 112 : Optimisation technique d'acquisition d'image 114 : Déclenchement cardiaque et/ou déclenchement pulmonaire 116 : Alignement de la source de rayons X avec le détecteur numérique à panneau plat portable 118 : Acquisition d'une image de haute énergie 120 : Acquisition d'une image de basse énergie 122 : Correction de détecteur de kVc élevés 124 : Correction de détecteur de kVc bas 126 : Application d'algorithmes de réduction du bruit 128 : Techniques de correction d'alignement/mouvement 130 : Image de tissu mou brute 132 : Image d'os brute 134 : Techniques d'élimination de parasites de grille 136 : Technique de correction de dispersion 138 : Correspondance de contraste 140 : Techniques de réduction du bruit 142 : Traitement d'image de présentation 144 : Image de tissu mou traitée 29 146 : Image d'os traitée 148 : Désignation des options d'affichage et des protocoles d'arrêt en réponse à une entrée d'utilisateur 150 : Outils d'information interactifs 152 : Algorithmes de diagnostic aidé par ordinateur 154 : Techniques de visualisation 156 : Techniques d'accentuation spécifiques à un élément REVENDICATIONS 1. Système d'imagerie médicale (20), caractérisé en ce qu'il comprend : une source de rayons X (22) adaptée pour générer des rayons X à un premier niveau d'énergie à un premier point dans le temps et à un deuxième niveau d'énergie à un deuxième point dans le temps ; une alimentation (50) pouvant fonctionner de façon à délivrer de l'énergie à la source de rayons X afin de générer les rayons X au premier niveau d'énergie et au deuxième niveau d'énergie ; un détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable (24) pouvant fonctionner de façon à détecter des rayons X venant de la source de rayons X (22) au premier niveau d'énergie et au deuxième niveau d'énergie, le détecteur (24) produisant un premier signal (118) représentatif d'une intensité de rayons X à partir de rayons X produits au premier niveau d'énergie et un deuxième signal (120) représentatif d'une intensité de rayons X à partir de rayons X produits au deuxième niveau d'énergie ; un dispositif basé sur un processeur (28) pouvant fonctionner de façon à produire des images spécifiques à un matériau (130, 132) à partir d'au moins les premier (118) et deuxième (120) signaux reçus à partir du détecteur (24) ; et un support (30) adapté pour transporter au moins l'un parmi la source de rayons X (22), l'alimentation (50), le détecteur de rayons X numérique (24) et le dispositif basé sur un processeur (28) vers un patient (26). 2. Système d'imagerie médicale (20) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend : un capteur (38) pouvant fonctionner pour détecter un cycle respiratoire d'un patient et pour produire un signal représentatif du cycle respiratoire du patient. 31 3. Système d'imagerie médicale (20) selon la revendication 2, caractérisé en ce que le système d'imagerie médicale (20) est adapté pour acquérir une première image au premier niveau d'énergie et une deuxième image au deuxième niveau d'énergie à une phase désirée d'un cycle respiratoire d'un patient. 4. Système d'imagerie médicale (20) selon la revendication 2, caractérisé en ce que le système d'imagerie médicale (20) est adapté pour acquérir une première image au premier niveau d'énergie en un point donné durant un premier cycle respiratoire et pour acquérir une deuxième image au deuxième niveau d'énergie approximativement au même point donné lors d'un cycle respiratoire suivant. 5. Système d'imagerie médicale (20) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend un capteur d'alignement (40) pouvant fonctionner de façon à produire une indication du moment où le détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable (24) et/ou une grille anti-dispersion (96) sont alignés avec la source de rayons X (22). 6. Système d'imagerie médicale (20) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend un tampon de réduction de dispersion (98), le tampon (98) étant adapté pour constituer un espace de faible atténuation entre le patient (26) et le détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable (24). 7. Système d'imagerie médicale (20) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte une fonction de correction de température (122, 124) pour compenser le gain de détecteur pour le détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable (24), provoqué par un changement de la température du détecteur. 8. Système d'imagerie médicale (20) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend une 32 grille anti-dispersion (96) disposée sur le détecteur de rayons X numérique à panneau plat portable et une technique d'alignement de grille anti-dispersion (128) pour aligner la grille anti-dispersion dans une première image spécifique à un matériau obtenue à partir de rayons X produits au premier niveau d'énergie et une deuxième image spécifique à un matériau obtenue à partir de rayons X produits au deuxième niveau d'énergie. 9. Système d'imagerie médicale (20) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte un processus de décomposition d'image (106) comportant un algorithme de soustraction logarithmique comprenant un paramètre variable dans l'espace. 10. Système d'imagerie médicale (20) selon la revendication 1, caractérisé en ce que les images spécifiques à un matériau comprennent une image de tissu mou (130) et une image d'os (132).