FR 2968188 A1 20120608 FR 1059963 A 20101201 Domaine technique L'invention concerne le domaine général de la radiographie par tomosynthèse, et notamment la tomosynthèse mammaire. Plus particulièrement, l'invention concerne le domaine des procédés d'acquisition d'une suite d'images médicales par tomosynthèse avec réduction du flou à l'aide d'un système d'acquisition comprenant une source de radiation, un détecteur et une unité de commande. État de la technique En radiographie mammaire par tomosynthèse mammaire, plusieurs images d'un sein maintenu en position sont acquises pour des positions différentes d'une source de rayon X d'un système d'acquisition par rapport à un détecteur de rayon X du système d'acquisition maintenu en place. Habituellement, le sein est positionné sur un support de sein dans lequel est placé le détecteur du système d'acquisition. Le sein est ensuite comprimé par une pelote de compression. Puis, plusieurs images sont acquises avec la source se déplaçant d'une position de départ vers une position d'arrivée, le sein, le support et la pelote restant en position. La source, lorsqu'elle passe d'une position à une autre, décrit une rotation autour d'un point situé sur le détecteur, généralement le milieu de son bord tourné vers la patiente. Une image tridimensionnelle (3D) du sein est ensuite reconstruite à partir des images acquises. La qualité de la reconstruction dépend de l'angle d'ouverture (angle entre les deux positions extrêmes de la source) et du nombre d'images acquises. De manière conventionnelle, la dose de radiation totale reçue par la patiente reste du même ordre de grandeur que la dose de radiation reçue par la patiente lors d'une radiographie bidimensionnelle (2D) conventionnelle. La dose de radiation totale reçue est distribuée de 1 manière uniforme pour toutes les positions d'acquisition de la source de radiation. Ce procédé de radiographie par tomosynthèse a l'inconvénient de ne pas permettre une résolution suffisante pour détecter de petites anomalies telles que les microcalcifications. En effet, sur l'image 3D du sein, les zones 3D correspondant aux microcalcifications souffrent d'une fonction de tache floue induite par l'algorithme de reconstruction. Une solution à ce problème a été proposée dans le document FR 2 905 256 dans lequel la distribution des doses de radiation individuelles n'est pas uniforme entre les différentes positions de la source de radiation. Dans le procédé décrit par ce document, une forte dose est émis par la source lorsque celle-ci se trouve dans la position, que l'on appellera perpendiculaire, où la direction principale des radiations est perpendiculaire à la surface du détecteur. Ainsi, une pondération entre les informations des images médicales acquises est faite. Un poids plus important est donné à l'image pour laquelle une résolution fine peut être obtenue. Pour les autres positions et notamment celles qui s'éloignent de la position perpendiculaire, la dose de radiation individuelle est minime. Mais ceci suffit à reconstruire une image 3D du sein. En fait, les images médicales correspondant aux positions qui s'éloignent de la position perpendiculaire donnent des informations sur de gros objets, une faible dose est alors suffisante. Tandis que les images médicales correspondant aux positions proches à la position perpendiculaire donnent des informations sur les détails. Si une forte dose de radiation individuelle n'était pas fournie, ces détails auraient été gommés par les autres images médicales lors de la reconstruction 3D du sein. Néanmoins, la solution donnée par FR 2 905 256 ne résout pas le problème de flou induit par les mouvements de la patiente. En effet, les mouvements de la patiente engendrent une image médicale floue qui va dégrader la qualité de l'image 3D reconstruite à partir de l'image médicale. Or, le flou introduit réduit la résolution de l'image 3D et est alors néfaste à l'identification de microcalcifications. Présentation de l'invention La présente invention se propose alors de remédier aux inconvénients des techniques antérieures. Notamment, la présente invention a pout objectif de réduire le flou directement sur les images médicales acquises en proposant un procédé d'acquisition d'une suite d'images médicales par tomosynthèse avec réduction du flou à l'aide d'un système d'acquisition comprenant une source de radiation pour émettre une dose de radiation totale, un détecteur, et une unité de commande pour commander la source ; le procédé comprenant les étapes suivantes : - l'unité de commande commande le positionnement de la source 15 dans différentes positions par rapport au détecteur ; - dans chacune des positions, la source émet une dose de radiation individuelle captée au moins en partie par le détecteur ; caractérisé en ce que l'unité de commande répartit la dose de radiation totale entre les doses de radiation individuelles de manière à ce que les 20 doses de radiation individuelles les plus fortes soient émises par la source dans les positions correspondant au début de l'acquisition de la suite d'images médicales. Ainsi, on exploite les moments où la patiente a une probabilité faible de bouger, c'est-à-dire au début de la session d'acquisition des images 25 médicales pour obtenir des informations sur les détails. En effet, au cours de la session, l'attention et la concentration de la patiente diminuent. Il est difficile de tenir longtemps une position sans bouger. D'autres caractéristiques optionnelles et non limitatives sont : - dans les positions correspondant au début de l'acquisition de la 30 suite d'images médicales, l'unité de commande positionne la source de manière à ce qu'une direction principale d'émission de la source forme un angle compris entre -10° et +10° avec une droite perpendiculaire à une surface de détection du détecteur ; - l'unité de commande répartit la dose de radiation totale entre les doses de radiation individuelles de manière à ce que la somme des doses de radiation individuelles les plus fortes soit au moins deux fois supérieure à la somme des autres doses de radiation individuelles ; - l'unité de commande répartit la dose de radiation totale entre les doses de radiation individuelles de manière à ce que les doses de radiation individuelles décroissent d'une position successive à une autre en fonction du temps ; - l'unité de commande répartit la dose de radiation totale entre les doses de radiation individuelles de manière à ce que les doses de radiation individuelles décroissent d'une position successive à une autre en fonction de l'espace ; et - l'unité de commande répartit la dose de radiation totale entre les doses de radiation individuelles de manière à ce que les doses de radiation individuelles augmentent puis diminuent d'une position successive à une autre. La présente invention propose également un système d'acquisition 20 d'images médicales par tomosynthèse, comprenant : - une source de radiation ; - un détecteur ; - une unité de commande pour positionner la source dans différentes positions par rapport au détecteur et commander l'émission d'une dose de 25 radiation totale par la source ; caractérisé en ce que l'unité de commande est configurée pour répartir la dose de radiation totale en doses de radiation individuelles de manière à ce que les doses de radiation individuelles les plus fortes soient émises par la source dans les positions correspondant au début de l'acquisition 30 de la suite d'images médicales. La présente invention concerne encore un programme d'ordinateur comprenant des instructions machines pour la mise en oeuvre du procédé ci-dessus, lorsque le programme d'ordinateur est exécuté ou fonctionne sur ordinateur. Présentation des fiqures D'autres objectifs, caractéristiques et avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée qui suit en référence aux dessins donnés 10 à titre illustratif et non limitatif, parmi lesquels : - la figure 1 illustre un exemple de système d'imagerie médicale utilisé pour la mise en oeuvre du procédé d'acquisition d'une suite d'images médicales par tomosynthèse avec réduction du flou ; - la figure 2 est un diagramme montrant les étapes d'un exemple du 15 procédé d'acquisition d'une suite d'images médicales par tomosynthèse avec réduction du flou ; - la figure 3 illustre un exemple de répartition d'une dose de radiation totale entre différente position de la source du système d'imagerie de la figure 1 ; et 20 - la figure 4 est un graphe montrant la probabilité de mouvement de la patiente en fonction du temps.5 Description détaillée Svstème d'acquisition Sur la figure 1, on a illustré, schématiquement, un système 1 d'imagerie médicale pour l'acquisition d'images permettant la reconstruction en trois dimensions (3D) d'un sein O à partir d'images en deux dimensions (2D) du sein O. Le système 1 d'imagerie médicale est représenté accouplé à une unité de calcul 6 pour la génération d'images mettant en évidence des zones suspectes du sein O. Le système 1 d'imagerie médicale peut être un appareil pour mammographie pour la détection et la caractérisation de signes radiologiques dans le cas du dépistage, du diagnostic et du traitement du cancer du sein (matrice tissulaire). Le système 1 s'acquisition comprend une unité 2 d'acquisition d'images 2D. L'unité 2 d'acquisition comporte un support vertical 21 et un bras positionneur 22 relié à une source 24 de radiation, par exemple de rayon X, et éventuellement une source lumineuse non nocive dédiée à l'éclairage lors du positionnement du sein O à radiographier. Le bras positionneur 22 est relié à rotation au support vertical 21 autour d'un arbre de rotation 23. Le support vertical 21 est fixe. Ainsi, par rotation du bras positionneur 22, la source 24 peut être positionnée dans différentes positions de manière à ce que la direction principale d'émission de la source 24 dans une position soit différente de celle de la source 24 dans une autre position. L'unité 2 d'acquisition comporte également un bras de maintien 28 muni d'une tablette comprenant un support de sein 25 et une pelote de compression 26 parallèle au support de sein 25 pour comprimer le sein O positionné sur le support du sein 25, comme illustré sur la figure 1. La pelote de compression 26 est positionnée au dessus du support de sein 6 25 et peut être déplacée en translation par rapport à ce dernier le long d'un rail de translation 27. Le support de sein 25 comprend un détecteur 251 de radiation correspondant à celle utilisée par la source 24. Les supports de détection 25 et de compression 26 aident à maintenir le sein O immobile pendant l'acquisition des images médicales. Le support de sein 25 et la pelote de compression 26 peuvent être plans. Ils peuvent être positionnés parallèlement au sol ou non, par exemple à 45° par rapport au sol. Le bras de maintien 28 peut-être monté à rotation au support vertical 21, avantageusement autour du même axe de rotation 23 que le bras positionneur 22. Les bras positionneur 22 et de maintien 28 sont désolidarisés permettant une rotation de l'un par rapport à l'autre, et avantageusement autour de l'arbre de rotation 23. Ils sont positionnés l'un par rapport à l'autre de manière à ce qu'une grande partie des radiations émises par la source 24 soit reçue par le détecteur 251. Le détecteur 251 peut être un capteur d'image à semi-conducteurs comprenant, par exemple, du phosphore d'iodure de césium (scintillateur) sur une matrice de transistors/photodiodes en silicium amorphe. D'autres détecteurs adéquats sont : un capteur CCD ou un détecteur numérique direct qui convertit directement les rayons X en signaux numériques. Le détecteur illustré sur la figure 1 est plan et définit une surface plane de détection d'une image plane. D'autres géométries peuvent convenir, comme par exemple les détecteur de rayons X numérique de forme courbée formant une surface courbe d'image. Le système 1 d'imagerie médicale comprend également une unité de commande 3 reliée à l'unité d'acquisition 2 soit par connexion filaire ou par réseau. L'unité de commande 3 envoie des signaux de commande électriques à l'unité d'acquisition 2 afin de fixer plusieurs paramètres tels que la dose de radiation à émettre, le positionnement angulaire du bras positionneur 22, le positionnement angulaire du bras de maintien, la force de compression que la pelote de compression 26 doit appliquer au sein O. L'unité de commande 3 peut comprendre un dispositif de lecture (non représenté), par exemple un lecteur de disquettes, un lecteur de CD-ROM, DVD-ROM, ou des ports de connexion pour lire les instructions du procédé de traitement d'un support d'instructions (non montré), comme une disquette, un CD-ROM, DVD-ROM, ou clé USB ou de manière plus générale par tout support de mémoire amovible ou encore via une connexion réseau. En variante, l'unité de commande 3 peut comprendre un dispositif de connexion réseau (non représenté) filaire ou sans-fil. En variante, l'unité de commande 3 exécute les instructions du procédé de traitement stockées dans des micro-logiciels. Le système 1 d'imagerie médicale d'acquisition comprend en outre une unité mémoire 4 reliée à l'unité de commande 3 pour l'enregistrement des paramètres et des images acquises. Il est possible de prévoir que la base de données 4 est située à l'intérieur de l'unité de commande 3 comme à l'extérieur. L'unité mémoire 4 peut être formée par un disque dur ou SSD, ou tout autre moyen de stockage amovible et réinscriptible (clés USB, cartes mémoires etc.). L'unité mémoire 4 peut être une mémoire ROM/RAM de l'unité de commande 3, une clé USB, une carte mémoire, une mémoire d'un serveur central. Le système 1 d'imagerie médicale comprend un afficheur 5 relié à l'unité de commande 3 pour l'affichage des images acquises et/ou d'informations sur les paramètres que l'unité de commande 3 doit transmettre à l'unité d'acquisition 2. L'afficheur 5 peut être intégré dans l'unité 2 d'acquisition ou l'unité 3 de commande ou encore une unité de calcul 6 ci-après décrite, ou en être séparé comme par exemple dans le cas d'une station de revue utilisée par le radiologue pour établir un diagnostique à partir d'images médicales numériques. L'afficheur 5 est par exemple un écran d'ordinateur, un moniteur, un écran plat, un écran plasma ou tout type de dispositif d'affichage connu du commerce. L'afficheur 5 permet à un praticien de contrôler la reconstruction et/ou l'affichage des images 2D acquises. Le système 1 d'imagerie médicale est couplé à une unité de calcul 6 comprenant un calculateur 3D 61 qui reçoit les images acquises et stockées dans l'unité mémoire 4 du système 1 d'imagerie médicale, à partir desquelles il construit une image 3D du sein O par tomosynthèse numérique. Un exemple de procédé pour la tomosynthèse numérique du sein est décrit plus en détail dans le document FR 2 872 659. L'unité de calcul 6 est par exemple un/des ordinateur(s), un/des processeur(s), un/des microcontrôleur(s), un/des micro-ordinateur(s), un/des automate(s) programmable(s), un/des circuit(s) intégré(s) spécifique(s) d'application, d'autres circuits programmables, ou d'autres dispositifs qui incluent un ordinateur tel qu'une station de travail. L'unité de calcul 6 comprend également une unité mémoire 62 pour le stockage des données générées par le calculateur 3D 61. Procédé d'acquisition En référence à la figure 2 est décrit ci-après un procédé d'acquisition d'une suite d'images médicales par tomosynthèse à l'aide d'un système 1 d'imagerie médicale, par exemple celui décrit ci-dessus. Ce procédé permet une réduction du flou résultant d'un mouvement de la patiente lors de l'acquisition des images médicales. Préalablement au procédé, la patiente est positionnée E1 par rapport à l'unité d'acquisition 2 du système 1 d'imagerie médicale d'acquisition. Notamment le sein O à radiographier est placé sur le support de sein 25, comprimé par la pelote de compression 26. Lorsque la patiente est bien positionnée et que le sein O est maintenu en place entre le support de sein 25 et la pelote de compression 26, une suite d'images médicales est acquise avec une source 24 de radiation du système 1 d'imagerie médicale. Pour cela, la source 24 est déplacée E2 par le bras positionneur 22 dans différentes positions S1-S9 réparties autour d'un cercle C dont le centre f2 est compris dans le détecteur 25. L'unité de commande 3 répartit la dose de radiation totale Rtot entre différentes doses individuelles R; (Rte = Z; R;) selon les positions S1-S9 de la source 24 et commande à la source 24 l'émission E3 des doses de radiation individuelles correspondantes. Les doses de radiation individuelles R; les plus fortes sont émises par la source dans les positions S1-S5 correspondant au début de l'acquisition de la suite d'images médicales, comme illustré sur la figure 3. Sur cette figure 3, la surface Sd de détection du détecteur 251 est représentée par une ligne droite, les directions principales Dl-D9 de radiation de la source 24 également par des lignes droites. Les directions Dl-D9 principales de radiation correspondent à des positions S1-S9 de la source 24. Les doses de radiation individuelles R; sont symbolisées par la longueur des droites représentant les directions Dl-D9 principales de radiation. Plus la longueur est grande et plus la dose de radiation individuelle est forte. Les directions Dl-D9 principales sont numérotées suivant l'ordre de positionnement de la source 24 pendant la session d'acquisition de la suite d'images médicales. Ici, neuf positions ont été utilisées. Les doses de radiation individuelles les plus fortes correspondent aux directions Dl-D5 principales soit aux positions S1-S5. Ainsi, les images médicales acquises les premières auront un poids plus important lors de la reconstruction de l'image 3D par le calculateur 3D 61, leurs détails ressortiront donc sur l'image 3D. Ces images médicales sont prises alors que la patiente a une probabilité de mouvement faible comme le montre la figure 4 qui représente en abscisse le temps et en ordonnées la probabilité de mouvement de la patiente. En effet, au début de la session d'acquisition, la patiente est concentrée, elle arrive à contenir ses mouvements. Mais avec le temps, sa concentration peut se relâcher et un mouvement est difficilement évité. Les images médicales prises les premières ont alors moins de risque de présenter des flous dus au mouvement de la patiente que les images médicales prises plus tard. Les positions correspondant au début de l'acquisition de la suite d'images médicales peuvent être des positions dans lesquelles la source 24 émet des radiations suivant une direction principale qui forme un angle proche de 90° avec la surface plane du détecteur 251. Avantageusement, l'angle est compris entre 80° et 100°, c'est-à-dire que la direction principale de radiation forme avec une droite perpendiculaire à la surface du détecteur 251 un angle compris entre -10° et +10°. Quand la surface de détection du détecteur 251 n'est pas plane, les angles sont alors donnés par rapport à un plan moyen de la surface de détection du détecteur 251. La radiographie par tomosynthèse est alors asymétrique (voir figure 3) et apporte comme avantage d'avoir des images médicales exposées de manière plus intense pour les images médicales pour lesquelles la résolution est la plus fine et donc leur donner plus de poids dans la reconstruction de l'image 3D. Aussi, l'image médicale pour laquelle la dose de radiation individuelle la plus forte peut être avantageusement celle prise avec une direction de radiation principale de la source 24 perpendiculaire à la surface de détection du détecteur 251. Ainsi, cette image ressemble fortement à une image radiographique 2D conventionnelle. Ceci permet également d'acquérir des images médicales un peu avant que la direction principale de radiation de la source 24 ne soit perpendiculaire à la surface du détecteur 251. Dans tous les cas, la somme des doses de radiation individuelles les plus fortes peut être choisies de manière à être supérieure à 500/0 de la dose de radiation totale. De manière avantageuse, la somme des doses individuelles les plus fortes peuvent être au moins deux fois supérieure à la somme des autres doses individuelles. La dose de radiation totale Rtot peut être répartie entre les doses de radiation individuelles R; de manière à ce que les doses de radiation individuelles R; décroissent d'une position Si successive à une autre en fonction du temps ou de l'espace. La dose de radiation totale Rtot peut encore être répartie entre les doses individuelles R; de manière à ce que les doses de radiation individuelles R; augmentent puis diminuent d'une position Si successive à une autre S;+0, comme illustré sur la figure 3. Par exemple, neuf positions de la source sont définies suivant le tableau 1 ci-dessous : rang angle radiation rang angle radiation 1 -6° 10% 6 9° 8% 2 -3° 15% 7 12° 7% 3 0° 25% 8 15° 5% 4 3° 15% 9 18° 5% 5 6° 10% Tableau 1 Le « rang » indique l'ordre d'acquisition de l'image médicale, l'« angle » indique l'angle de la direction principale de radiation par rapport à la normale à la surface du détecteur et la « radiation » indique le pourcentage de la dose de radiation globale attribué. Enfin, une image 3D au sein O est reconstruite E4 par le calculateur 3D 61. Programme d'ordinateur Le procédé décrit ci-dessus peut être mis en oeuvre par un programme d'ordinateur exécuté ou fonctionnant sur ordinateur et qui comprend des 5 instructions machines adaptées. La description a été effectuée par référence à la mammographie par rayon X. La matrice tissulaire est alors le sein. Ce choix ne reflète guère une limitation quelconque de l'invention à application unique à la 10 mammographie. L'homme du métier saura adapter l'enseignement décrit ci-dessus à tout type de technique d'acquisition d'images médicales le permettant. 13 REVENDICATIONS1. Procédé d'acquisition d'une suite d'images médicales par tomosynthèse avec réduction du flou à l'aide d'un système d'acquisition (1) comprenant une source (24) de radiation pour émettre une dose de radiation totale (Rtot), un détecteur (251), et une unité de commande (3) pour commander la source (24) ; le procédé comprenant les étapes suivantes : - l'unité de commande (3) commande le positionnement de la source (24) dans différentes positions (S1-S9) par rapport au détecteur (251) ; - dans chacune des positions (S1-S9), la source (24) émet une dose de radiation individuelle (R;) captée au moins en partie par le détecteur (251) ; caractérisé en ce que l'unité de commande (3) répartit la dose de radiation totale (Rtot) entre les doses de radiation individuelles (R;) de manière à ce que les doses de radiation individuelles (R;) les plus fortes soient émises par la source (24) dans les positions (S1-S5) correspondant au début de l'acquisition de la suite d'images médicales. 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel, dans les positions correspondant au début de l'acquisition de la suite d'images médicales, l'unité de commande (3) positionne la source (24) de manière à ce qu'une direction principale d'émission de la source (24) forme un angle compris entre -10° et +10° avec une droite perpendiculaire à une surface de détection du détecteur (251). 3. Procédé selon la revendication 1 ou 2, dans lequel, l'unité de commande (3) répartit la dose de radiation totale (Rtot) entre les doses de radiation individuelles (R;) de manière à ce que la somme des doses de radiation individuelles les plus fortes soit au moins deux fois supérieure à la somme des autres doses de radiation individuelles. 4. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, dans lequel l'unité de commande (3) répartit la dose de radiation totale (Rtot) entre les doses de radiation individuelles de manière à ce que les doses de radiation individuelles décroissent d'une position successive à une autre en fonction du temps. 5. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, dans lequel l'unité de commande (3) répartit la dose de radiation totale (Rtot) entre les doses de radiation individuelles de manière à ce que les doses de radiation individuelles décroissent d'une position successive à une autre en fonction de l'espace. 6. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, dans lequel l'unité de commande (3) répartit la dose de radiation totale (Rtot) entre les doses de radiation individuelles de manière à ce que les doses de radiation individuelles augmentent puis diminuent d'une position successive à une autre. 7. Système d'acquisition d'images médicales par tomosynthèse, comprenant : - une source (24) de radiation ; un détecteur (251) ; - une unité de commande (3) pour positionner la source (24) dans différentes positions (S1-S9) par rapport au détecteur (251) et commander l'émission d'une dose de radiation totale par la source (24) ; caractérisé en ce que l'unité de commande (3) est configurée pour répartir la dose de radiation totale (Rtot) en doses de radiation individuelles (R;) de manière à ce que les doses de radiation individuelles (R;) les plus fortes soient émises par la source (24) dans les positions (S1-S5) correspondant au début de l'acquisition de la suite d'images médicales. 8. Programme d'ordinateur comprenant des instructions machines pour la mise en oeuvre du procédé selon l'une des revendications 1 à 6, lorsque le programme d'ordinateur est exécuté ou fonctionne sur ordinateur.