FR 2968187 A1 20120608 FR 1060064 A 20101203 DOMAINE TECHNIQUE GENERAL L'invention concerne le domaine de l'imagerie médicale par rayonnement. Plus particulièrement, elle concerne l'estimation et le suivi des doses de rayonnements auxquelles est soumis un corps ou certains organes de celui-ci lors s d'une acquisition d'images au moyen d'un système d'imagerie par rayonnement. Et l'invention trouve notamment avantageusement application pour le suivi en temps réel des doses de rayonnement auxquelles on soumet un patient, lors d'une intervention radiologique. 10 ETAT DE LA TECHNIQUE L'exposition d'un patient à des rayons X produit deux types d'effets : - les effets long terme, stochastiques (risques de cancer), sont liés à la dose cumulée par le patient au cours de sa vie ; dans cette optique toute dose de rayon doit être contrebalancée par le bénéfice pour le 15 patient. - les effets court terme, dans les heures, jours et semaines suivant l'exposition (brulures), sont liés à l'exposition pendant un temps court à une très forte dose. Or, l'imagerie par rayonnement peut exposer le corps d'un patient ou 20 certaines parties du corps de celui-ci à des doses de rayonnements qui peuvent être très variables d'une acquisition à une autre en fonction en particulier des orientations d'exposition choisies. Par ailleurs, un rayonnement, et notamment les rayons X, interagissent de façon très différente avec les os ou les tissus du corps humain, ce qui empêche 25 d'appréhender de façon facile le niveau de rayonnement auquel on peut encore soumettre une partie donnée d'un corps. Il existe donc un besoin de suivre la répartition des doses de rayonnement reçues par un corps ou par différentes parties de celui-ci lors de d'un examen mettant en oeuvre une ou plusieurs acquisitions d'images radiologiques. On souhaite par ailleurs, lors de l'acquisition de nouvelles images, éviter d'accumuler des doses de rayonnements trop importantes dans certaines zones du corps ou dans certains organes et par conséquent pouvoir définir des conditions d'acquisition pour des images ultérieures qui permettent d'optimiser les doses de s rayonnement accumulées dans un corps. On connaît des procédés permettant une estimation de la répartition des doses de rayonnements accumulées par le corps d'un patient. Toutefois, ces procédés ne permettent pas de déterminer comment modifier la position de la source de rayons X pour éviter une trop forte exposition d'une zone. 10 PRESENTATION DE L'INVENTION Un objectif de l'invention est de pouvoir à tout instant suivre la quantité de dose émise vers une zone du corps d'un patient et de pouvoir déterminer, le cas échéant, un déplacement de la source du système d'imagerie médicale à effectuer 15 pour irradier une zone différente. Selon un premier aspect, l'invention concerne un procédé de suivi d'une dose de rayonnement appliquée à un patient exposé ou ayant été exposé à un rayonnement d'un système d'imagerie médicale, le système d'imagerie médicale comprenant une source de rayons X, le procédé comprenant les étapes suivantes : 20 détermination en fonction d'une position courante de la source de rayons X d'une répartition de la dose sur une zone courante d'une enveloppe d'un modèle du patient, ladite répartition correspondant à l'interaction entre le rayonnement de la source à la position courante et ladite zone courante ; 25 affichage d'une représentation de l'enveloppe du modèle du patient avec la zone courante. D'autres aspects du procédé selon le premier aspect de l'invention sont les suivants : il comprend une étape de détermination des coordonnées de la zone 30 courante, dans le repère courant, la zone courante étant définie par une surface fermée délimitée par au moins trois points, consistant à déterminer un écart entre les coordonnées des points dans le repère du système d'imagerie médicale et les coordonnées de la position courante de la source de rayons X dans le repère du système d'imagerie médicale ; s il comprend un affichage d'une cartographie bidimensionnelle de l'enveloppe du modèle, la cartographie étant constituée d'au moins une zone exposée ou ayant été exposée, l'affichage étant centré sur la zone courante ; il comprend une étape de détermination d'une position de la source de lo rayons X dans le repère du système d'imagerie pour exposer une zone déterminée à partir de la cartographie centrée sur le repère courant ; il comprend une étape d'association d'une valeur de dose à chaque zone de l'enveloppe du modèle, la dose étant définie par une quantité de Kerma dans l'air ; 15 la dose associée à chaque zone correspond à une accumulation d'une pluralité de valeurs de dose issues d'exposition antérieure ; il comprend une étape de détermination d'un modèle tridimensionnel du patient défini par une enveloppe le modèle étant choisi parmi le groupe suivant : un cylindre, une sphère, un cylindre aplati ; 20 l'affichage de la représentation de la zone courante est superposé avec une image radiologique du patient. Selon un second aspect, l'invention concerne un procédé de suivi d'une dose de rayonnement appliquée à un patient exposé ou ayant été exposé à un rayonnement d'un système d'imagerie médicale, le système d'imagerie médicale comprenant une 25 source de rayons X, le procédé comprenant les étapes suivantes : détermination en fonction d'une position courante de la source de rayons d'une répartition de la dose sur une zone courante d'une enveloppe d'un modèle du patient, ladite répartition correspondant à l'interaction entre le rayonnement de la source à la position courante et ladite zone courante ; - affichage d'une représentation de l'enveloppe du modèle du patient avec la zone courante. D'autres aspects du procédé selon le second aspect de l'invention sont les suivants : s pour une zone du modèle du patient, la détermination de l'interaction et la répartition de la dose accumulée dépend d'un ou plusieurs paramètres parmi : ^ la quantité de Kerma dans l'air qui dépend de l'exposition et du faisceau de rayons X ; lo ^ la quantité de dose absorbée par la peau du patient ; ^ le coefficient de rétrodiffusion ; ^ le coefficient de pénétration de la dose dans le patient ; - pour une zone du modèle du patient, la détermination de l'interaction et la répartition de la dose accumulée dépend en outre des paramètres du 15 système d'imagerie médicale suivants : les caractéristiques géométriques de l'émission ; ^ les propriétés du tube d'émission ; ^ la taille du foyer d'émission ; il comprend une étape de détermination de la zone courante exposée ou 20 ayant été exposée à la source de rayons X dans la position courante ; - la représentation du modèle du patient est bidimensionnelle ou tridimensionnelle ; - l'affichage consiste à centrer le modèle du patient sur la zone courante en fonction de la position courante de la source de rayons X ; 25 Selon un troisième aspect, l'invention concerne un système d'imagerie médicale comprenant une unité de traitement pour la mise en oeuvre d'un procédé selon le premier ou le second aspect de l'invention. Selon un quatrième aspect, l'invention concerne un programme d'ordinateur comprenant des instructions machine pour la mise en oeuvre d'un procédé selon le 30 premier ou le second aspect de l'invention. 15 20 25 L'invention présente l'avantage de permettre un suivi des zones exposées en fonction de la position de la source de rayons X du système d'imagerie médicale. C'est grâce à l'exploitation de coordonnées angulaires sous une forme bidimensionnelle que le suivi des zones exposées notamment en termes de dose émise est facilité. A chaque nouvelle position de la source de rayons X, un praticien peut déterminer quelle zone est exposée et déterminer d'éventuels déplacements à appliquer à la source pour exposer une zone d'intérêt. PRESENTATION DES FIGURES D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront encore de la description qui suit laquelle est purement illustrative et non limitative et doit être lue en regard des dessins annexés sur lesquels la figure 1 illustre un système d'imagerie médicale conforme à l'invention ; la figure 2 illustre schématiquement les conventions utilisées pour localiser des éléments dans un repère d'un système d'imagerie médicale d'origine O ; la figure 3 illustre une cartographie 2D d'un modèle de patient mis en oeuvre dans l'invention ; les figures 4a, 4b et 5 illustrent schématiquement des étapes d'un procédé conforme à l'invention ; la figure 6 illustre schématiquement la définition d'une zone d'une enveloppe d'un modèle de patient mis en oeuvre dans l'invention ; les figures 7a, 7b et 7c illustrent la localisation d'une zone exposée dans le repère du système d'imagerie médicale et dans un repère courant ; la figure 8 illustre schématiquement un centrage sur une zone courante de l'enveloppe d'un modèle de patient mis en oeuvre dans l'invention. 30 DESCRIPTION DETAILLEE DE L'INVENTION Système d'imagerie médicale La figure 1 illustre un dispositif 10 d'imagerie médicale avec un bras en C (plus connu sous le nom d'arceau ou en anglais « C-arm ») utilisé pour examiner un patient. Ce dispositif 1 d'imagerie médicale à rayons X comprend un arceau 2 sur lequel sont disposés, l'un en face de l'autre, une source à rayons X 3 et un détecteur 4. L'arceau 2 est monté sur un support 5. L'arceau 2 peut être déplacé selon différentes directions D, D' par rapport au support 5. De manière connue, les déplacements de source de rayons X sont repérés dans un repère du système d'imagerie médicale défini par un axe Cranio-Caudal (CRA/CAU) et par un axe oblique antérieur droite/gauche (en anglais, «Right Anterior Oblique/Left Anterior Oblique », (RAO/LAO)) perpendiculaires entre eux et se coupant, dans le cas d'un système isocentrique en un iso-centre (0). La figure 2 illustre de telles conventions. Le dispositif 1 d'imagerie médicale peut comprendre une table 6 destinée à recevoir un objet à imager, un patient par exemple. La table 6 est dans ce cas là disposée sur une base 7 et est déplaçable selon plusieurs directions A, A' par rapport à la base 7. Le détecteur 4 peut être un capteur d'images à semi-conducteurs comprenant, par exemple, du phosphore d'iodure de césium (scintillateur) sur une matrice de transistor/photodiode en silicium amorphe. D'autres détecteurs adéquats sont : un capteur CCD, un détecteur numérique direct qui convertit directement les rayons X en signaux numériques ou bien un détecteur avec intensificateur d'image. Le détecteur 4 illustré sur la figure 1 est plan et définit une surface plane d'image, d'autres géométries peuvent bien entendu convenir. Le dispositif comprend une unité de commande 6 connectée à l'arceau 5 par connexion filaire ou sans fil. L'unité de commande 6 permet de commander l'acquisition en fixant plusieurs paramètres tels que la dose de radiation à émettre par la source à rayons X et le positionnement angulaire du bras 2. L'unité de commande 6 permet en outre de commander la position du bras 2. L'unité de commande 6 peut comprendre un dispositif de lecture (non représenté) par exemple un lecteur de disquettes un lecteur de CD-ROM, DVD- s ROM, ou des ports de connexion pour lire des instructions d'un procédé de commande ou 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 outre, une unité de stockage 9 est connectée à l'unité de commande 8 pour 10 l'enregistrement des paramètres d'images acquises au cours d'un examen radiologique par exemple. Il est possible de prévoir que l'unité de stockage 9 est située à l'intérieur de l'unité de commande 8 ou à l'extérieur. L'unité de stockage 9 peut être formée par un disque dur ou SSD, ou tout autre moyen de stockage amovible et réinscriptible (clés USB, cartes mémoires etc.). 15 L'unité de stockage 9 peut être une mémoire ROM/RAM de l'unité de commande 8, une clé USB, une carte mémoire, une mémoire d'un serveur central. En outre, une unité d'affichage 11 est connectée à l'unité de commande 8 pour l'affichage d'une cartographie d'un modèle d'un patient dans le cadre d'un procédé de suivi d'une dose de rayonnement appliquée à un patient exposé ou ayant 20 été exposé à un rayonnement du système d'imagerie médicale. L'unité d'affichage 11 peut être par exemple un écran d'ordinateur, un moniteur, un écran plat, un écran plasma ou tout autre type de dispositif d'affichage de type connu. Une telle unité d'affichage 11 peut être la même que celle utilisée pour 25 afficher des images radiologiques issues d'acquisition au moyen du système d'imagerie médicale. Pour effectuer des traitements sur des images acquises, le dispositif d'imagerie médicale comprend en outre unité de calcul 12. La transmission des données de l'unité de stockage 9 vers l'unité de calcul 12 30 peut être faite à travers un réseau informatique interne ou externe ou à l'aide de tout s support mémoire physique adéquat tel que disquettes, CD-ROM, DVD-ROM, disque dure externe, clé USB, carte SD, etc. L'unité de calcul 12 est par exemple un/des ordinateur(s), un/des processeur(s), un/des microcontrôleur(s), un/des micro-ordinateur(s), un/des s 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. En variante, l'unité de calcul 12 peut comprendre un dispositif de lecture (non représenté) par exemple un lecteur de disquettes, un lecteur de CD-ROM ou DVD- lo 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, un DVD-ROM ou une clé USB ou de manière plus générale par tout support de mémoire amovible ou encore via une connexion réseau. L'unité de calcul 12 peut être connectée à l'unité d'affichage 11 (comme sur 15 la figure 1) ou bien à une autre unité d'affichage (non représentée). Procédé de suivi d'une dose de rayonnement appliquée à un patient exposé ou avant été exposé à un ravonnement d'un système d'imagerie médicale Pour suivre une dose (dose efficace, dose absorbée) de rayonnement appliquée à un patient exposé ou ayant été exposé à un rayonnement du système d'imagerie 20 médicale, dans une première étape 100 un modèle du patient tridimensionnel (3D) est déterminé pour lequel ensuite, dans une seconde étape 200, une ou plusieurs valeur(s) de dose est/sont déterminée(s), ces valeurs de dose étant associées à des zones du modèle du patient. Enfin, pour permettre au praticien de visualiser les doses ainsi déterminées 25 associées aux différentes zones du modèle du patient, dans une troisième étape 300, un affichage d'une représentation du modèle du patient est effectué. Affichage qui peut être centré ou non sur une zone courante correspondant à une position courante de la source de rayons X. 30 Détermination 100 du modèle du patient Le modèle du patient est un modèle tridimensionnel (3D) qui peut dépendre de paramètres physiologiques du patient (poids, taille, sexe etc.) et de plusieurs paramètres du système d'imagerie médicale. Les paramètres physiologiques s proviennent par exemple d'un examen effectué au préalable d'un examen radiologique. Le modèle 3D peut être approximé par une forme cylindrique enveloppant le patient. Des formes plus complexes peuvent être envisagées : sphérique, un cylindre aplati. lo La forme du modèle 3D peut être optimisée en procédant à une acquisition des contours du patient ou bien par des techniques classiques de segmentation et de reconstruction à partir d'une pluralité d'images 2D acquises du patient. Le modèle 3D peut aussi dépendre des variations de densité des différents éléments qui composent le patient. 15 Le modèle 3D du patient est typiquement stocké dans une unité de stockage 9 du système d'imagerie médicale sous la forme d'une enveloppe du modèle sous la forme d'une grille, chaque zone de la grille étant définie par une pluralité de sommets. Les sommets correspondent au champ d'émission des rayons X pour une position courante de la source de rayons X. 20 Cette grille correspond à un échantillonnage de l'enveloppe du modèle 3D du patient en fonction de la position de la source de rayons X. La figure 3 illustre une grille 30 correspondant à une enveloppe d'un modèle 3D cylindrique du patient sur laquelle on a représenté les axes CRA/CAU et RAO/LAO qui correspondent à un patient allongé le centre O étant ici l'isocentre 25 d'un système d'imagerie médicale isocentrique. Afin d'avoir un modèle de patient plus précis, le modèle peut aussi dépendre d'une épaisseur (en anglais, «Équivalent Patient Thickness », (EPT)) du corps du patient. Il s'agit d'une estimation de l'épaisseur du corps du patient qui doit être traversée par les rayons X. Cette épaisseur permet d'avoir une donnée sur les besoins 30 en rayons X pour pouvoir prendre une image d'une zone donnée du corps du patient. On comprend que plus l'épaisseur est élevée, plus la dose d'émission de rayons X devra être augmentée. Toujours afin d'améliorer la précision du modèle du patient les paramètres suivants peuvent être pris en compte : - caractéristiques de l'émission (voltage en kV, intensité en mA) ; - propriétés du tube d'émission ; - taille du foyer d'émission. De manière alternative ou complémentaire, le modèle 3D peut soit être déterminé au début de l'intervention avec une mise à jour de ce dernier au cours de lo l'intervention. Pour mettre à jour le modèle 3D les images acquises au cours de l'examen radiologique sont utilisées. Détermination 200 d'une ou plusieurs valeurs de dose associée(s) à une ou plusieurs zone(s) du modèle du patient La détermination 200 des valeurs de doses pour chaque zone du modèle du 15 patient dépend d'un ou plusieurs paramètres parmi : la quantité de Kerma dans l'air qui dépend de l'exposition et du faisceau de rayons X ; la quantité de dose absorbée par la peau ; le coefficient de rétrodiffusion qui peut être vu comme un effet de 20 filtrage des rayons X; le coefficient de pénétration de la dose dans le patient. De manière alternative ou complémentaire, pour chaque valeur de dose, outre les paramètres ci-dessus mentionné, il est nécessaire de tenir compte de la géométrie associé à chaque exposition, à savoir les paramètres du système d'imagerie médicale 25 suivants : - les caractéristiques de l'émission (voltage en kV, intensité en mA) ; - les propriétés du tube d'émission ; - la taille du foyer d'émission. De manière connue, pour une précision optimale du calcul de dose, il 30 convient à chaque image acquise de mesurer la distribution de la dose et de modifier le modèle du patient. Toutefois, au cours d'un examen, jusqu'à 105 images peuvent être acquises et il existe alors un problème pour le stockage de toutes ces informations et les besoins en termes de puissance de calcul sont considérables. Un tel problème est résolu en calculant pour chaque image les paramètres discutés ci-dessus et en les cumulant avec les mesures de doses qui correspondent à des images déjà acquises selon une même géométrie d'acquisition. Grâce à une telle approche la capacité de stockage et la puissance de calcul nécessaires sont réduites. Affichage 300 d'une représentation du modèle du patient l0 L'affichage 300 d'une représentation du modèle du patient consiste à afficher la distribution de la dose sur l'enveloppe du modèle du patient. Il s'agit d'associer à plusieurs zones du modèle du patient une valeur de dose. Une telle représentation de la distribution de la dose sur l'enveloppe du modèle du patient consiste en la succession des étapes suivantes : 15 - détermination 301 des sommets A, B, C, D délimitant une zone Z exposée par la source de rayons X ; - détermination 302 du centre C1, C2, C3, C4 de chaque rayon RI, R2, R3, R4 issu de la source de rayons X 3 vers chaque sommet A, B, C, D ; - détermination 303 de l'angle al, a2, a3, a4 entre un rayon allant de la 20 source de rayons X 3 à un somme et la normal à ce sommet ; - association 304 à chaque zone une valeur de dose définie précédemment ; - centrage éventuel 305 de l'affichage sur une zone courante ou d'intérêt. En d'autres termes pour chaque position de la source de rayons X on détermine une zone du modèle du patient exposée par la source à cette position et on 25 lui associe la valeur de dose mesurée pour cette position. La figure 6 illustre une zone Z délimitée par quatre sommets A, B, C, D correspondant à un champ émis par la source de rayons X. L'affichage peut ternir compte de la nature de la rétrodiffusion qui est considérée comme un filtre que l'on applique à chaque zone de l'enveloppe du 30 patient. Enfin la représentation peut se faire de plusieurs manières: - Affichage 3D du modèle complet du patient avec ^ Un rendu des surfaces 3D par des surfaces solides et un dégradé de couleurs représentant la quantité de dose. ^ Rendu de surface 3D par des surfaces semi-transparentes, et dégradé de couleurs représentant la quantité de dose à l'intérieur/extérieur des surfaces du modèle. De cette manière un praticien dispose des informations à l'extérieur et à l'intérieur du modèle. ^ Rendu de surface 3D par des surfaces semi-transparentes d'un modèle to réaliste du patient (surfaces concaves autorisé) placé à l'intérieur. ^ Combinaison de l'une ou l'autre des représentations ci-dessus. - Affichage 2D du modèle du patient : ^ Affichage de l'enveloppe développée (voir la figure 3), l'axe des abscisses étant indicés en termes d'angles pris sur les axes RAO/LAO 15 et CRA/CAU avec un dégradé de couleurs représentant la quantité de dose. De manière avantageuse, l'affichage de la cartographie peut être fusionné ou superposé avec une image radiologique acquise de manière à identifier des structures de la zone imagée qui ne doivent pas être irradiées. 20 Encore de manière avantageuse, le point du vue des images peut être le foyer d'émission des rayons X au lieu du centre d'un repère du système d'imagerie médicale. Centrage de l'affichage 305 L'affichage d'une représentation de l'enveloppe du modèle 3D du patient est de 25 préférence tel que la représentation soit centrée sur une zone courante ou d'intérêt. Cette zone dite courante est une zone soit en cours d'exposition à la source de rayons X soit une qui a déjà été exposée : il s'agit donc d'une zone d'intérêt. Il s'agit donc ici de permettre à un praticien de visualiser la zone courante qui l'intéresse et de plus, déterminer comment commander le déplacement de la source 30 de rayons X à partir de cette zone courante. On a illustré sur la figure 7a un modèle 3D cylindrique du patient sur lequel on a représenté une zone Z exposée à la source de rayons X 3 ainsi qu'un repère du système d'imagerie médicale définit par une origine O et deux axes perpendiculaires entre eux : l'axe cranio-caudal (CRA/CAU), l'axe antérieur gauche/droite s (LAO/RAO). Ces deux axes se coupent à l'origine O du repère ainsi définit. On précise ici que le repère peut être quelconque. Il peut être par exemple, dans le cas d'un système isocentrique, d'origine l'isocentre du système d'imagerie médicale. Ces axes correspondent à un patient allongé dans le champ du système 10 d'imagerie médicale. La zone exposée Z est fonction du champ émis (en anglais, «Field Of View », (FOV)) par la source de rayons X 3. Toujours en relation avec la figure 3, la zone Z est ici définie par quatre sommets A, B, C, D pris sur l'enveloppe externe du modèle 3D du patient. La zone Z 15 est une surface fermée, de préférence convexe, définie par ces quatre sommets. Comme on l'a déjà mentionné, l'enveloppe du modèle 3D peut être décomposée en plusieurs zones, chaque zone correspond à une position angulaire de la source de rayons X. Les quatre sommets A, B, C, D sont repérés par leurs coordonnées angulaires 20 dans le repère du système d'imagerie médicale d'origine O. Chaque point est défini par deux coordonnées angulaires : l'une sur l'axe CRA/CAU l'autre sur l'axe LAO/RAO. Ces coordonnées angulaires sont respectivement la coordonnée polaire de la projection de chaque point définissant la zone Z dans les plans contenant d'une part 25 l'axe CRA/CAU et d'autre part l'axe LAO/RAO. On utilisera le terme « coordonnées angulaires » lorsqu'on localise une zone dans le repère du système d'imagerie médicale. La zone Z dépend de la position de la source de rayons X qui elle aussi peut être définie par des coordonnées angulaires de la même manière que les sommets A, 30 B, C, D définissant la zone Z. Pour que la position de la zone Z exposée soit exploitable, notamment au cours d'une intervention, les coordonnées angulaires des quatre sommets délimitant la zone Z sont projetés dans un repère courant d'origine O' centré sur la zone Z courante (c'est-à-dire la zone qui est en train d'être exposée ou encore la zone pour laquelle s une acquisition est effectuée). Le repère courant est ici un repère 2D. La figure 7b illustre la projection des coordonnées angulaires de la zone exposée dans le repère courant d'origine O'. On entend par projection une représentation des coordonnées angulaires dans un repère 2D d'abscisse correspondant à l'angle pris sur l'axe LAO/RAO et lo d'ordonnée correspondant à l'angle pris sur l'axe CRA/CAU. Il s'agit ici d'une convention qui n'est nullement limitative. Les coordonnées des quatre sommets A, B, C, D dans le repère courant sont en fait des coordonnées relatives puisqu'elles dépendent de la position courante de la source de rayons X 3. 15 Pour obtenir la coordonnée dans le repère courant il s'agit de déterminer les coordonnées angulaires de la zone dans le repère du système d'imagerie médicale et de les recalculer par rapport à un repère courant d'origine O' correspondant à la position courante de la source de rayons X. Il s'agit de soustraire les coordonnées angulaires courantes de la source de 20 rayons X (celles prises dans le repère du système d'imagerie médicale) aux coordonnées courantes de chaque point définissant la zone Z courante, c'est-à-dire celle dans le champ courant de la source de rayons X. La figure 7c illustre la projection des coordonnées angulaires d'une zone Z' adjacente à celle de la figure 7b. Cette autre zone Z' a pour sommets A', B', C' et D'. 25 La figure 8 illustre schématiquement le passage du repère du système d'imagerie médicale d'origine O au repère courant d'origine O'. En relation toujours avec la figure 8 les coordonnées dans le repère du système d'imagerie médicale du sommet A sont XA et Ya et les coordonnées dans le repère courant d'orgine O' les coordonnées du sommet A sont données par OxaoiLao=Xa- 30 Xo, OcxaicaU=Ya-Yo', où Xo', Yo' sont les coordonnées de la source de rayons X projetées dans le repère du système d'imagerie médicale qui correspondent à la zone Z exposée par cette position de la source de rayons X. La projection des coordonnées angulaires dans le repère courant d'origine O' permet d'afficher une représentation 2D de la zone exposée centrée sur le repère courant. Ceci permet, pour une position courante de la source de rayons X, de déterminer quelle est la zone courante exposée. De manière avantageuse, on peut afficher une cartographie 2D de l'enveloppe du modèle du patient centrée sur le repère courant. to La cartographie 2D, dans le cas d'un modèle 3D de patient cylindrique, se présente sous une forme rectangulaire comme illustré sur la figure 6 décomposée en plusieurs zones. A chaque zone on peut associer une valeur de dose telle que précédemment décrit. 15 On peut utiliser un dégradé de couleurs ou de gris pour représenter les différentes valeurs de dose, une couleur foncée pourra indiquer que la zone risque d'être fortement exposée ou a été antérieurement fortement exposée. L'affichage d'une telle cartographie peut être exploité de plusieurs manières. Il peut par exemple être utilisé pour vérifier suite à l'exposition du sujet que 20 cette exposition a été réalisée de manière sûre pour le sujet, en n'exposant pas de manière excessive certaines zones. Il peut également être utilisé afin de déterminer quelles sont les meilleures directions d'exposition à utiliser pour des expositions ultérieures, afin de ne pas exposer certaines zones du patient à une dose excessive de rayonnement. 25 Les valeurs de dose peuvent être mises à jour à chaque déplacement de la source de rayons X. On recalcule alors éventuellement la répartition des doses pour chaque zone exposée ou ayant été exposée. 30 Programme d'ordinateur Le procédé ci-dessus décrit peut être avantageusement implémenté sous la forme d'un programme d'ordinateur comprenant des instructions machine pour la mise en oeuvre des étapes du procédé.5 REVENDICATIONS1. Procédé de suivi d'une dose de rayonnement appliquée à un patient exposé ou ayant été exposé à un rayonnement d'un système d'imagerie médicale, le système d'imagerie médicale comprenant une source de rayons X (3), la source décrivant une trajectoire dans un repère du système d'imagerie ayant une origine (0), le procédé comprenant les étapes suivantes : détermination (3051) des coordonnées courantes, dans le repère du système d'imagerie médicale, d'une zone (Z) courante exposée ou ayant l0 été exposée au rayonnement de la source de rayons X (3), d'une enveloppe d'un modèle (30) du patient, en fonction d'une position courante de la source de rayons X (3) ; détermination (3052), à partir des coordonnées courantes, d'un repère courant ayant une origine (O') la position courante de la source de rayons 15 X, le repère courant étant centré sur la zone (Z) courante ; et affichage (300) d'une représentation de la zone courante (Z) centrée sur le repère courant. 2. Procédé selon la revendication 1 comprenant une étape de détermination 20 des coordonnées de la zone courante (Z), dans le repère courant, la zone courante (Z) étant définie par une surface fermée délimitée par au moins trois points, consistant à déterminer un écart entre les coordonnées des points dans le repère du système d'imagerie médicale et les coordonnées de la position courante de la source de rayons X dans le repère du système d'imagerie médicale. 25 3. Procédé selon l'une des revendications précédentes comprenant un affichage d'une cartographie bidimensionnelle de l'enveloppe du modèle, la cartographie étant constituée d'au moins une zone exposée ou ayant été exposée, l'affichage étant centré sur la zone courante. 5 4. Procédé selon l'une des revendications précédentes comprenant une étape de détermination d'une position de la source de rayons X dans le repère du système d'imagerie pour exposer une zone déterminée à partir de la cartographie centrée sur le repère courant. 5. Procédé selon l'une des revendications précédentes comprenant une étape d'association d'une valeur de dose à chaque zone de l'enveloppe du modèle, la dose étant définie par une quantité de Kerma dans l'air. l0 6. Procédé selon la revendication précédente dans lequel la dose associée à chaque zone correspond à une accumulation d'une pluralité de valeurs de dose issues d'exposition antérieure. 7. Procédé selon l'une des revendications précédentes comprenant une étape 15 de détermination d'un modèle tridimensionnel du patient défini par une enveloppe le modèle étant choisi parmi le groupe suivant : un cylindre, une sphère, un cylindre aplati. 8. Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel l'affichage 20 de la représentation de la zone courante est superposée avec une image radiologique du patient. 9. Système d'imagerie médicale comprenant une unité de traitement pour la mise en oeuvre d'un procédé selon l'une des revendications précédentes. 10. Produit programme d'ordinateur comprenant des instructions de code de programme pour l'exécution des étapes du procédé selon l'une des revendications 1 à 8, lorsque ledit programme est exécuté sur un ordinateur. 25