FR2969919A1

FR2969919A1 - Procede d'aide au positionnement d'un organe sur un support d'un systeme d'acquisition d'images medicales

Info

Publication number: FR2969919A1
Application number: FR1150020A
Authority: FR
Inventors: Yana Popova; Henri Souchay
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2011-01-03
Filing date: 2011-01-03
Publication date: 2012-07-06
Anticipated expiration: 2031-01-03
Also published as: US20150327822A1; US9020094B2; US9392987B2; JP5980503B2; CN105054957A; DE102011057133A1; JP2012139499A; CN102579067B; CN102579067A; FR2969919B1; US20120170712A1

Abstract

L'invention concerne un procédé d'aide au positionnement d'un organe (O) sur un support (25) d'un système d'acquisition (1) sous lequel est placé un détecteur (251) pour l'acquisition d'images médicales de radiologie par tomosynthèse, pendant laquelle une source de radiation pour irradier l'organe (O) est déplacée par rapport au détecteur (251) dans différentes positions successive (S -S ) d'une position de départ (S ) à une position d'arrivée (SA), au moins une image médicale étant acquise dans chaque positions (S -S ) de la source de radiation, caractérisé en ce qu'une limite de positionnement sur le support (25) à ne pas dépasser par l'organe (O) est déterminée (E2) par une unité de pilotage (7) du système d'acquisition (1) à partir de la distance séparant le support (25) et une pelote de compression (26) utilisée pour comprimer l'organe (O) et de la position de la source lumineuse (24) par rapport au détecteur (251).

Description

Procédé d'aide au positionnement d'un organe sur un support d'un système d'acquisition d'images médicales

Domaine de l'invention

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'aide au positionnement d'un organe, par exemple un sein, pour une session de radiographie par tomosynthèse.

État de la technique antérieure Conventionnellement, la mammographie est une radiographie en deux dimensions. Le sein de la patiente est positionné sur un support de sein, par rapport à une source lumineuse à rayonnement non nocif puis comprimé par une pelote de compression. Le sein est positionné de manière à ce que le sein soit entièrement irradié par les rayons de la source de rayons X, c'est-à-dire qu'un champ imagé éclairé par la source lumineuse est le même que celui éclairé par la source de rayons X. Pour cela, lors du positionnement du sein, on éclaire le champ imagé et le sein à partir de la source lumineuse. La source lumineuse et la source de rayons X ne pouvant occuper physiquement la même place, un miroir est prévu pour dévier la source lumineuse afin que celle-ci soit virtuellement confondue avec la source de rayons X et éclaire le même champ imagé que la source de rayons X. Ainsi, il est simple de savoir quelle partie du sein sera éclairée par la source de rayons X. Il existe également un autre type de radiographie du sein qui permet d'obtenir une image en trois dimensions de cet organe : la radiographie mammaire par tomosynthèse.

En radiographie mammaire par tomosynthèse, plusieurs images d'un sein maintenu en position sont acquises pour des positions différentes d'une source de rayons X d'un système d'acquisition par rapport à un détecteur. 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 décrit un mouvement par rapport au détecteur. Ce mouvement est généralement une rotation autour d'un point situé dans un plan coupant le sein, au milieu du bord du détecteur opposé à la patiente. Une image 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. Contrairement à la mammographie conventionnelle 2D, en radiographie mammaire par tomosynthèse, plusieurs images du sein avec des positions différentes de la source de rayons X sont prises. Il n'est donc pas possible de savoir quelles sont les parties du sein qui seront irradiées par la source de rayons X dans toutes ses positions. En effet, dans chacune de ses positions, la source de rayons X éclaire une portion de l'espace entre la source et le détecteur différente. Donc, si on se contente de contrôler les positionnements du sein de la même manière que pour la mammographie conventionnelle 2D, il ne serait possible de positionner le sein correctement que pour une seule position de la source de rayons X. Aussi, la possibilité d'éclairer entièrement le sein dépend également de l'épaisseur de celui-ci. Les figures 1 et 2 montrent le positionnement de seins 0, et 02 d'épaisseurs différentes lorsqu'ils sont comprimés par la pelote de compression 26 et la portion d'espace éclairée par la source 24 dans chacune de ses positions successives S1-S9 (ici, de manière illustrative, au nombre de neuf, mais ce nombre peut être différent). Pour des raisons de sécurité sanitaire, le cône d'éclairage produit par la source 21 ne doit pas trop dépasser le détecteur 251 afin de ne pas irradier la patiente inutilement. La figure 1 montre un sein 0, comprimé de faible épaisseur, typiquement de 3 cm. On remarque que quelle que soit la position de la source 21, ce sein 0, comprimé est entièrement éclairé. Par conséquent, chacune des images acquises contient des informations sur la totalité du sein 01. L'image 3D reconstruite sera alors de bonne qualité et sera fiable. La figure 2 illustre un sein 02 comprimé de forte épaisseur, par exemple 12 cm, pour une largeur identique au sein 0, comprimé de faible épaisseur de la figure 3. Lors de l'acquisition des images, pour certaines positions (en trait plein - S1-S3 et S7-S9) de la source, des parties PO2 du sein 02 sont projetées en dehors du détecteur 251. Pour ces positions, l'image alors acquise par le détecteur 251 ne comprend pas d'information sur ces parties PO2 non irradiées. À la reconstruction en trois dimensions (3D) du sein 02, l'absence d'information sur ces images crée des artéfacts. La reconstruction en volume du sein ne représente alors pas fidèlement ce dernier. Ce problème se présente en particulier pour une radiographie en mode crânio-caudal (CC - le détecteur est parallèle au sol) pour les deux lobes latéraux du sein, et en mode médio-latéral-oblique (MLO - le détecteur est à 45° par rapport à la vertical) pour le lobe inférieur du sein.

Actuellement, il n'existe pas de procédé permettant de pallier l'absence dans les images acquises d'information sur une partie du sein.

Présentation de l'invention Un but de l'invention est de répondre à au moins un inconvénient de la technique antérieure présentée ci-dessus.

Dans ce but, l'invention propose un procédé d'aide au positionnement d'un organe sur un support d'un système d'acquisition sous lequel est placé un détecteur pour l'acquisition d'images médicales de radiologie par tomosynthèse, pendant laquelle une source de radiation pour irradier l'organe est déplacée par rapport au détecteur dans différentes positions successive d'une position de départ à une position d'arrivée, au moins une image étant acquise dans chaque positions de la source de radiation, le procédé comprenant l'éclairage du support par une source lumineuse du système d'acquisition pour aider le positionnement de l'organe sur le support; caractérisé en ce qu'une limite de positionnement sur le support à ne pas dépasser par l'organe est déterminée par une unité de pilotage du système d'acquisition à partir de la distance séparant le support et une pelote de compression utilisée pour comprimer l'organe et de la position de la source lumineuse par rapport au détecteur. Ainsi, l'opérateur chargé du positionnement de la patiente ou du patient, et donc de l'organe à radiographier, dispose d'une aide visuelle simple à interpréter pour connaître la portion d'espace au dessus du détecteur qui sera éclairée par la source de rayons X dans toutes ses positions.

De plus, ce procédé ne nécessite pas de modifications conséquentes du système d'acquisition. Il est donc facile à implémenter. D'autres caractéristiques optionnelles et non limitatives du procédé sont : - l'unité de pilotage commande la source pour le marquage de la limite de positionnement par éclairage du support ; et la source éclaire une partie du détecteur à travers le support, la partie correspondante du support définit une zone dans laquelle l'organe est éclairé pour toutes les positions de la source de radiation lors de l'acquisition des images médicales ; - la source lumineuse est positionnée dans la position de départ, respectivement d'arrivée, de la source de radiation lors de l'éclairage du détecteur pour marquer la limite de positionnement ; - la source de radiation défini une trajectoire circulaire autour d'un centre lorsqu'elle est déplacée d'une position à une autre ; un premier cône, respectivement deuxième cône, d'éclairement de la source de radiation dans la position de départ, respectivement d'arrivée, définit sur un plan de coupe comprenant le centre de la trajectoire de la source de radiation et les positions de départ et d'arrivée et sur le détecteur un premier point (FOVA), respectivement deuxième point (FOVD), qui est la limite d'éclairement de la source de radiation du côté de la position d'arrivée, respectivement de départ ; et dans lequel, la source lumineuse éclaire le détecteur au moins dans une zone comprise entre le premier point, respectivement deuxième point, et un point limite (L) défini sur le plan de coupe et sur le détecteur par : Rsin(- (pD) - FOVD-(Th+ sin((pA)+ FOVD '' R cos(CpA) + AtD L=Rsin(-(pD)- Rcos(q)D)+AtD-B+ Zh respectivement L=Rsin(-ypA)- Rcos(q)A)+AtD- Zh - la source lumineuse est positionnée entre la position de départ et la 20 position d'arrivée de la source de radiation lors de l'éclairage du détecteur pour marquer la limite de positionnement ; - la source de radiation définit une trajectoire circulaire autour d'un centre lorsqu'elle est déplacée d'une position à une autre ; dans lequel un premier cône, respectivement deuxième cône, 25 d'éclairement de la source de radiation dans la position de départ, respectivement d'arrivée, définit sur un plan de coupe comprenant le (R cos((pD) + AtD) Rsin(-ypA)-[FOVA -(Th+B)[ Rsin(tpD)+FOVA R cos(CP D) + AtD (R cos(Cp A) + AtD) centre de la trajectoire de la source de radiation et les positions de départ et d'arrivée et sur le détecteur un premier point (FOVA), respectivement deuxième point (FOVD), qui est la limite d'éclairement de la source de radiation du côté de la position d'arrivée, respectivement de départ ; et la source lumineuse éclaire le détecteur au moins dans une zone comprise un premier point limite (LD) défini sur le plan de coupe et sur le détecteur du côté de la position de départ et un deuxième point limite (LA) défini sur le plan de coupe et sur le détecteur du côté de la position d'arrivée par : Rsin(- (p) - FOND -(Th+B) Rsin((PA)+FOND Rcos(cpA)+AtD LD = Rsin(- cp) - - (R cos(cp) + AtD) ; et R cos(cp) + AtD - B + Zh R sin(- (p) - [FOVA - (Th + B)~ R sin((pD ) + FOVA ` R cos(cpD) + AtD (R cos(cp) + AtD) LA =Rsin(-(p)- R cos(cp) + AtD - B + Zh - la source lumineuse est positionnée dans une position perpendiculaire au détecteur ; - la position de départ et la position d'arrivée sont symétriques par rapport à un plan comprenant le centre de la trajectoire circulaire et le plan 15 de coupe ; - l'unité de pilotage commande un collimateur positionné sous la source lumineuse et comprenant quatre lames qui sont actionnées par l'unité de pilotage pour délimiter une portion d'espace à éclairer, à partir de la limite de positionnement déterminée. 20 Dans les formules ci-dessus, AtD est la distance orthogonale sur le plan de coupe entre le centre de la trajectoire circulaire et le détecteur ; Th est la distance orthogonale sur le plan de coupe entre la surface du support sur laquelle l'organe est positionné et la pelote de compression ; (PD, respectivement cpA, est l'angle trigonométrique sur le plan de coupe 25 défini entre une droite perpendiculaire au détecteur passant par le centre de la trajectoire circulaire et une droite reliant le centre de la trajectoire circulaire à la position de départ, respectivement d'arrivée ; cp est l'angle trigonométrique sur le plan de coupe défini entre la droite perpendiculaire au détecteur passant par le centre de la trajectoire circulaire et une droite reliant le centre de la trajectoire circulaire à la position dans laquelle la source lumineuse est positionnée pour l'éclairage de la limite d'éclairement ; B est la distance orthogonale sur le plan de coupe entre la surface du support sur laquelle l'organe est positionné et le détecteur. L'origine pour la mesure des points FOVD, FOVA et L est la projection orthogonale sur le détecteur du centre de la trajectoire circulaire.

L'invention concerne également un système d'acquisition d'images médicales comprenant : - une unité d'acquisition comportant : une source lumineuse ; - un détecteur ; - une pelote de compression ; - un positionneur pour positionner relativement la source dans des positions d'acquisition par rapport au détecteur ; - une unité de pilotage déterminant une limite de positionnement marquant une surface de positionnement de laquelle ne doit pas dépasser l'organe à radiographier, à partir de la distance séparant le support et une pelote de compression utilisée pour comprimer l'organe et de la position de la source lumineuse par rapport au détecteur ; la limite de positionnement étant démarquée par l'éclairage d'une zone du détecteur par la source lumineuse.

L'invention concerne également un programme d'ordinateur comprenant des instructions machine pour la mise en oeuvre d'un procédé décrit ci-dessus lorsque le programme d'ordinateur est exécuté ou fonctionne sur ordinateur.

Présentation des figures

D'autres objectifs, caractéristiques et avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-dessous en référence aux dessins donnés à titre illustratif et non limitatif, parmi lesquels : - la figure 1 illustre l'éclairement 3D d'un sein de faible épaisseur pour chacune des positions d'une source d'un système d'acquisition ; - la figure 2 illustre l'éclairement 3D d'un sein de forte épaisseur pour chacun des positions d'une source d'un système d'acquisition ; - la figure 3 illustre un système d'acquisition utilisé lors de la mise en oeuvre du procédé d'aide au positionnement ; - la figure 4 illustre plus particulièrement un collimateur utilisé dans le système d'acquisition de la figure 1 vu de dessous ; - la figure 5 illustre les définitions des champs maximal, nominal et optimal ; - la figure 6 illustre schématiquement les différentes étapes d'un exemple de procédé d'aide au positionnement d'un sein conforme à l'invention ; - la figure 7 illustre l'éclairage d'un détecteur du système d'acquisition à travers un support de sein, l'éclairage marquant la limite de positionnement à partir d'une source lumineuse placée à une position extrême de la source de radiation ; - la figure 8 illustre l'éclairage d'un détecteur du système d'acquisition à travers un support de sein, l'éclairage marquant la limite de positionnement à partir d'une source lumineuse placée à une position de la source de radiation située entre les deux positions extrêmes ; et - la figure 9 illustre l'éclairage d'un détecteur du système d'acquisition à travers un support de sein, l'éclairage marquant la limite de positionnement à partir d'une source lumineuse placée à une position perpendiculaire par rapport au détecteur de la source de radiation. 8 Description détaillée

1. Système d'acquisition Sur les figures 3 et 4, 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 un module pour la génération d'images mettant en évidence des zones suspectes du sein O. Le système 1 d'acquisition 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 d'acquisition comprend une unité 2 d'acquisition d'images 2D. L'unité 2 d'acquisition comprend principalement un détecteur 251 en regard d'une source de radiation et éclairé par celle-ci lors de l'acquisition d'images médicales. La source de radiation est mobile par rapport au détecteur 251. Éventuellement, le détecteur 251 peut aussi être mobile par rapport à la source de radiation. Un exemple plus complet d'un système 1 d'acquisition est donné ci-après. L'unité 2 d'acquisition comporte par exemple un support vertical 21 et un bras positionneur 22 relié à une source de radiation, par exemple de rayons 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 de radiation peut être positionnée suivant des orientations déterminées. 9 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 de sein 25, comme illustré sur la figure 3. La pelote de compression 26 est positionnée au dessus du support de sein 25 et peut être déplacé 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 de radiation. Les supports de sein 25 et de compression 26 maintiennent 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°. Le bras de maintien 28 peut-être monté à rotation au support vertical 21, avantageusement avec le même axe de rotation que le bras positionneur 22. Dans ce dernier cas, les bras positionneur 22 et de maintien 28 sont désolidarisés permettant une rotation de l'un par rapport à l'autre 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 de radiation 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 transistor/photodiode en silicium amorphe. D'autres détecteurs adéquats sont : un capteur CCD, détecteur numérique direct qui convertit directement les rayons X en signaux électroniques. Le détecteur 251 illustré sur la figure 3 est plan et définit une surface plane d'image, d'autres géométries peuvent convenir, comme par exemple les détecteur de rayons X numérique de forme courbée formant une surface courbe d'image ou bien des détecteurs se déplaçant lors de l'acquisition.

L'unité 2 d'acquisition comprend également un collimateur 241 placé sous la source de radiation pour délimiter la portion d'espace éclairée par la source de radiation (voir figure 4 sur laquelle la référence 24 vise à la fois la source de radiation et une source lumineuse). Le collimateur 241 comprend quatre lames 241a-241d déplaçable de manière indépendante les unes par rapport aux autres. Une première lame 241a est placée entre le centre de rotation de la source et la poitrine de la patiente (lame frontale). La première lame 241a bloque une partie des radiations de la source de radiation orientées vers la patiente. Une deuxième lame 241b (lame arrière) est placée de manière opposée à la première lame 241a. La deuxième lame 241b bloque une partie des radiations de la source de radiation orientées vers l'avant du détecteur 251. Enfin deux lames latérales 241c et 241b bloquent une partie des radiations de la source de radiation orientées latéralement. Lorsque la source de radiation est dans une position perpendiculaire par rapport au détecteur 251, le champ de vision délimité par le collimateur 241 est un rectangle dont les côtés sont parallèles aux bords du détecteur 251. Quand la source de radiation est déplacée en rotation, la projection de la lame arrière n'est plus parallèle au bord correspondant du détecteur 251. L'unité d'acquisition 2 comprend également une source lumineuse 24 pouvant être positionnée aux mêmes positions que la source de radiation. La source lumineuse 24 permet l'éclairage du support de sein 25 et par là celui du détecteur 251. Les lames du collimateur 241 permettent également de limiter la portion d'espace éclairée par la source lumineuse 24.

Le système 1 d'acquisition comprend encore une unité de pilotage 7 pour piloter les lames du collimateur 241. Cette unité de pilotage 7 est reliée à l'unité 2 d'acquisition et reçoit de cette dernière des informations quant à la distance entre la pelote de compression 26 et le détecteur 251, et à la position de la source de radiation par exemple. L'unité de pilotage 7 comprend un calculateur 71 qui calcule le déplacement des lames 241a-241d et un actionneur 72 qui actionne les lames 241a-241d.

Le système d'acquisition 1 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 28, 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'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 l'unité de mémoire 4 soit 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'acquisition 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 un calculateur 3D 61 ci-après décrit, ou en être séparé comme par exemple dans le cas d'une station de revue utilisée par la 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 10 commerce. L'afficheur 5 permet à un praticien de contrôler la reconstruction et/ou l'affichage des images 2D acquises. Le système 1 d'acquisition est couplé à un système 6 de calcul comprenant un calculateur 3D 61 qui reçoit les images acquises et 15 stockées dans l'unité mémoire 4 du système 1 d'acquisition, à partir desquelles il construit une image 3D du sein 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. Le calculateur 61 est par exemple un/des ordinateur(s), un/des 20 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. Le système 6 de calcul comprend également une unité mémoire 62 25 pour le stockage des données générées par le calculateur 3D 61. Par la suite, la description sera effectuée par référence à la mammographie par rayons X. La matrice tissulaire est alors le sein. Ce choix ne reflète guère une limitation quelconque de l'invention à l'unique application à la mammographie. L'homme du métier saura adapter 30 l'enseignement décrit ci-après à tout type de technique d'acquisition d'images le permettant et à tout type de matrice tissulaire.

II. Aide au positionnement du sein Pour les besoins de la description qui suit, trois champs d'éclairage de l'espace au dessus du détecteur sont définis (figure 5). Le champ maximal ChpM est la portion d'espace éclairée par la source de radiation dans au moins une des positions Si d'acquisition d'image, ici au nombre de neuf pour les besoins de la description. Le champ nominal ChpN est la portion d'espace éclairée par la source de radiation dans au moins la moitié de ses positions. Par exemple, dans l'exemple illustré, la moitié des positions est 4,5, donc le champ nominal ChpN est éclairé par la source de radiation au moins dans cinq de ses positions. De manière générale, si la source de radiation est positionnée successivement dans N positions pour l'acquisition des images, le champ nominal ChpN est la portion d'espace éclairée par la source de radiation dans M positions, M étant égale à au moins : N E +1, si N est impair ; 2 N E , si N est pair ; 2 E étant la fonction qui prend la valeur de la partie entière du nombre auquel elle est appliquée. De manière encore plus générale, le champ nominal ChpN peut être défini comme la portion d'espace éclairée par la source dans au moins K positions avec K différent de 1 (champ maximal ChpM) et de N (champ optimal Chpo).

Le champ optimal Chpo est la portion d'espace éclairée par la source de radiation dans toutes les positions S,_N d'acquisition d'image, par exemple, dans le cas illustré, dans les neuf positions S1_9. Le champ optimal Chpo est toujours délimité par la source de radiation dans les positions extrêmes (de départ SD=S1 et d'arrivée SA=SN).

Ci-après, un procédé d'aide au positionnement d'un sein sur un support de sein d'un système d'acquisition sous lequel est placé un détecteur pour l'acquisition d'images médicales de radiologie par tomosynthèse est décrit en référence aux figures 6 à 9.

11.1 .Procédé général

Lors d'une session d'acquisition d'images médicales par tomosynthèse, une source de radiation est déplacée par rapport au détecteur 251 dans différentes positions successive S1-SN d'une position de départ SD à une position d'arrivée SA pour irradier le sein O. Dans chaque position, la source de radiation irradie le sein O et le détecteur 251 acquiert au moins une image médicale.

Comme il a déjà été expliqué précédemment, lors d'une session d'acquisition d'images médicales par tomosynthèse conventionnelle, la source de radiation n'irradie pas le sein O dans son entier. Notamment, certaines parties, comme les lobes, peuvent dans certaines positions de la source de radiation ne pas être irradiées par celle-ci provoquant alors des artéfacts lors de la reconstruction de l'image du sein en trois dimensions à partir des images médicales acquises. Le procédé remédie à cela en amont, c'est-à-dire avant même que les images médicales ne soient acquises. Le procédé comprend tout d'abord la récupération El par l'unité de pilotage 7 de paramètres de positionnement d'éléments de l'unité d'acquisition 2 utilisé. Ensuite, une limite de positionnement est déterminée E2 par un calculateur 71 de l'unité de pilotage 7, afin d'indiquer à l'opérateur que le sein O est positionnée correctement, c'est-à-dire que lors de l'acquisition des images médicales ultérieure et lors de la construction de l'image en trois dimensions à partir de ces images médicales, les artéfacts engendrés soient minimisés (c'est-à-dire que le sein O est positionné de manière à se trouver dans le champ nominal ChpN), voire supprimés (c'est-à-dire que le sein O est positionné de manière à se trouver dans le champ optimal Chpo).

Cette limite de positionnement démarque la zone de laquelle le sein O ne dois pas dépasser une fois le sein positionné pour limiter les artéfacts, voire les supprimer. La limite de positionnement dépend de paramètres de positionnement des éléments de l'unité d'acquisition 2. Elle est déterminée à partir de ces paramètres préalablement récupérés par l'unité de pilotage 7. Comme les champs nominal ChpN et optimal Chpo sont des portions d'espace dont la taille se réduit quand on s'éloigne du détecteur 251, la compression du sein O nécessaire pour l'acquisition des images médicales est une donnée importante. La limite de positionnement est donc déterminée par l'unité de pilotage 7, comprenant un calculateur 71 à cet effet, à partir au moins de la distance B séparant le support 25 et une pelote de compression 26 de l'unité d'acquisition 2 utilisée pour comprimer le sein O et de la position de la source lumineuse 24 par rapport au détecteur 251. La distance B est par exemple envoyée par l'unité d'acquisition 2 au calculateur 71 de l'unité de pilotage 7. La limite de positionnement peut être déterminée de manière à ce que le sein O une fois comprimé par la pelote de compression 26 se situe entièrement dans le champ nominal ChpN ou encore mieux dans le champ optimal Chpo.

Le procédé comprend l'éclairage E3 du support de sein 25 par une source lumineuse 24 de l'unité d'acquisition 2. Cette source lumineuse 24 n'est pas nocive pour les tissus et donc pour la patiente. Cet éclairage du support de sein 25 par la source lumineuse 24 aide l'opérateur pour positionner le sein O sur le support de sein 25 en améliorant la luminosité.

Le procédé comprend enfin l'indication E4 du dépassement hors de la limite de positionnement par le sein O peut être effectuée de plusieurs manières. Par exemple, cette indication peut être visuelle ou sonore. Dans un mode de mise en oeuvre avantageuse, l'unité de pilotage 7 commande la source lumineuse 24 pour le marquage de la limite de positionnement par éclairage partiel du support de sein 25, procurant ainsi une indication visuelle. Dans ce mode de mise en oeuvre, l'étape d'éclairage E3 et celle d'indication E4 peuvent être confondues. En éclairant le support de sein 25, la source lumineuse 24 éclaire également le détecteur 251 placé sous le support de sein 25 dans une zone correspondante à la zone éclairée du support de sein 25. Lors de cette étape, un actionneur 72 de l'unité de pilotage 7 déplace E41 de manière adéquate et dynamique des lames 241a-241d d'un collimateur 241 disposé sous la source lumineuse 24 en fonction de la distance entre la pelote de compression 26 et le support de sein 25 ou le détecteur 251. L'étape d'éclairage proprement dit est ensuite effectué E42. Ainsi pendant le positionnement de la patiente, et donc du sein O, l'opérateur pourra visualiser les parties du sein qui se situent dans le champ optimal Chpo (ou nominal ChpN le cas échéant). En effet, la zone éclairée du détecteur 251 sera visible (de par la partie éclairée du support de sein 25). Le collimateur 241 sera piloté automatiquement par l'actionneur 72 de l'unité de pilotage 7 simultanément à la translation de la pelote de compression 26 le long du rail de translation 27.

Ci-après, plusieurs exemples de mise en oeuvre du procédé sont décrits plus en détail.

11.3.Source lumineuse dans une position extrême Dans un premier exemple de mise en oeuvre illustré par la figure 6, la source lumineuse 24 est positionnée dans une position extrême de la source de radiation. Cette position extrême peut être la position de départ SD ou la position d'arrivée SA de la source de radiation pour l'éclairement du support de sein 25 à partir de cette position SD ou SA. Par exemple, si 9 positions de la source de radiation sont utilisées pour l'acquisition des images médicales, et numérotées dans l'ordre du positionnement de la source de radiation, la première position est la position de départ SD et la neuvième position S9 est la position d'arrivée SA.

11.3.a. Variante particulière Dans un mode particulier de l'acquisition d'images médicales par tomosynthèse, la source de radiation défini une trajectoire circulaire T autour d'un centre C, de rayon R, lorsqu'elle est déplacée d'une position à une autre.

Dans ce cas, les paramètres qui seront utilisés ci-après sont définis dans un plan de coupe P passant par (comprenant) le centre C de la trajectoire circulaire T, la position de départ SD et la position d'arrivée SA. Un premier cône (ou cône côté départ) CD d'éclairement de la source de radiation définit dans ce plan de coupe P un premier point (ou point côté arrivée) FOVA sur le détecteur 251. Ce point côté arrivée FOVA est la limite de radiation de la source d'éclairement du côté de la position d'arrivée SA quand la source de radiation est placée dans la position de départ SD. Un deuxième cône (ou cône côté arrivée) CA d'éclairement de la source de radiation définit dans ce plan de coupe P un deuxième point (ou point côté départ) FOVD sur le détecteur 251. Ce point côté départ FOVD est la limite de radiation de la source d'éclairement du côté de la position de départ SD quand la source de radiation est placée dans la position de d'arrivée SA.

En fait, la droite reliant le point côté départ FOVD à la position d'arrivée et celle reliant le point côté arrivée FOVA à la position de départ SD définissent les limites du champ optimal Chpo. La position de départ SD et la position d'arrivée SA peuvent être asymétriques par rapport à un plan comprenant le centre C de la trajectoire circulaire T et le plan de coupe P. Cette situation est utilisée notamment pour la radiographie mammaire par tomosynthèse en mode MLO. En effet, en mode MLO, la surface du détecteur 251 est inclinée par rapport au sol d'un angle de ±45°. Pour ne pas gêner la patiente et surtout pour éviter un choc avec la patiente, les positions successives (généralement l'incrémentation spatiale est constante) de la source de radiation sont réparties du côté libre, c'est-à-dire, si le sein gauche - respectivement droit - est radiographié, il y aura plus de position du côté droit - respectivement gauche - de la patiente.

La position de départ SD et la position d'arrivée SA peuvent être symétriques par rapport au plan comprenant le centre C de la trajectoire circulaire T et le plan de coupe P. Cette situation est avantageuse pour la radiographie mammaire par tomosynthèse en mode CC. En effet, en mode CC, la surface du détecteur 251 est parallèle au sol. L'amplitude de répartition des positions successives (généralement l'incrémentation spatiale est constante) de la source de radiation peut être symétrique et les positions également réparties entre le côté droit et gauche de la patiente. - Source lumineuse dans la position de départ

Dans le cas où la source lumineuse 24 est dans la position de départ SI) lorsqu'elle éclaire le détecteur 251 (à travers le support de sein 25), elle éclaire le détecteur 251 au moins dans une zone comprise entre le point côté arrivée FOVA et un pont limite L défini sur le plan de coupe P et sur le détecteur 251 par la formule suivante : Rsin(-(pD)- [FOVD - (Th + B) Rsin((pA)+FOND'' R cos(CpA) + AtD AtD est la distance orthogonale sur le plan de coupe P entre le centre C de la trajectoire circulaire T et le détecteur 251. Th est la distance orthogonale sur le plan de coupe P entre la surface du support de sein 25 sur laquelle le sein O est positionné et la pelote de compression 26. Le paramètre cpp, respectivement cpA, est l'angle trigonométrique sur le plan de coupe P défini entre une droite perpendiculaire Dp au détecteur 251 passant par le centre C de la trajectoire circulaire T et une droite DD, respectivement DA, reliant le centre C de la trajectoire circulaire T à la position de départ SD, respectivement d'arrivée SA ; B est la distance orthogonale sur le plan de coupe P entre la surface du support de sein 25 sur laquelle le sein O est positionné et le détecteur 251. L'origine pour la mesure des points FOVD, FOVA et L est la projection orthogonale K sur le détecteur 251 du centre C de la trajectoire circulaire T. Ce point limite L est en fait calculé en déterminant tout d'abord le parallélépipède de hauteur égale à la distance Th posé sur la surface du support de sein 25 et représentant schématiquement le sein O. Le parallélépipède sur le plan de coupe P définit un rectangle. A partir de ce rectangle, un point milieu côté départ MD est déterminé. Ce point milieu côté départ MD est sur le plan de coupe P, le milieu d'un côté du rectangle non parallèle au détecteur 251 et situé le plus proche de la position de départ SD. En faisant ensuite passer une droite par ce point milieu côté départ MD et la position de départ SD, le point limite L est déterminé comme l'intersection sur le plan de coupe P du la droite passant par le point milieu côté départ MD et la position de départ SD et le détecteur 251.

- Source lumineuse dans la position d'arrivée (R cos(c)D) + AtD) L = Rsin(-(pD) Rcos(wD)+AtD- B+ Zh Dans le cas où la source lumineuse 24 est dans la position d'arrivée SA lorsqu'elle éclaire le détecteur 251 (à travers le support de sein 25), elle éclaire le détecteur 251 au moins dans une zone comprise entre le point côté départ FOVD et un pont limite L défini sur le plan de coupe P et sur le détecteur 251 par la formule suivante : Rsin(-(PA)- FOVA-(Th+B) Rsin(CPD)+FOVA Rcos4p)+AtD L = Rsin(-ypA) (R cos(q) A) + AtD) Rcos(CPA)+AtD- B+ Th avec les mêmes paramètres que dans la partie précédente.

Ce point limite L est en fait calculé en déterminant tout d'abord le parallélépipède de hauteur égale à la distance Th posé sur la surface du support de sein 25 et représentant schématiquement le sein O. Le parallélépipède sur le plan de coupe P définit un rectangle. A partir de ce rectangle, un point milieu côté arrivée MA est déterminé. Ce point milieu côté arrivée MA est sur le plan de coupe P, le milieu d'un côté du rectangle non parallèle au détecteur 251 et situé le plus proche de la position d'arrivée SA. En faisant ensuite passer une droite par ce point milieu côté arrivée MA et la position d'arrivée SA, le point limite L est déterminé comme l'intersection sur le plan de coupe P du la droite passant par le point milieu côté arrivée MA et la position d'arrivée SA et le détecteur 251.

11.4.Source lumineuse dans une position comprise entre les deux positions extrêmes Dans un deuxième exemple de mise en oeuvre, illustré par la figure 8, la source lumineuse 24 est positionnée dans entre la position de départ SD et la position d'arrivée SA de la source de radiation lors de l'éclairage du détecteur 251 pour marquer la limite de positionnement. Par exemple, si 9 positions de la source de radiation sont utilisées pour l'acquisition des images médicales, et numérotées dans l'ordre du positionnement de la source de radiation, les positions que la source lumineuse 24 peut occuper sont les positions S2 à SN_1, par exemple, la source lumineuse 24 occupe la position centrale entre la position de départ SD et la position d'arrivée SA (si N est pair, on choisit l'une des deux positions les plus centrales). La position de départ SD et la position d'arrivée SA peuvent être asymétriques par rapport à un plan comprenant le centre C de la trajectoire circulaire T et le plan de coupe P. Cette situation est utilisée notamment pour la radiographie mammaire par tomosynthèse en mode MLO. En effet, en mode MLO, la surface du détecteur 251 est inclinée par rapport au sol d'un angle de ±45°. Pour ne pas gêner la patiente et surtout pour éviter un choc avec la patiente, les positions successives (généralement l'incrémentation spatiale est constante) de la source de radiation sont réparties du côté libre, c'est-à-dire, si le sein gauche - respectivement droit - est radiographié, il y aura plus de positions du côté droit - respectivement gauche - de la patiente. La position de départ SD et la position d'arrivée SA peuvent être symétriques par rapport au plan comprenant le centre C de la trajectoire circulaire T et le plan de coupe P. Cette situation est avantageuse pour la radiographie mammaire par tomosynthèse en mode CC. En effet, en mode CC, la surface du détecteur 251 est parallèle au sol. L'amplitude de répartition des positions successives (généralement l'incrémentation spatiale est constante) de la source de radiation peut être symétrique et les positions également réparties entre le côté droit et gauche de la patiente.

11.4.a. Variantes particulières Dans le mode particulier d'acquisition des images médicales déjà décrit dans le paragraphe 11.3.a., la source lumineuse 24 éclaire le détecteur 251, à travers le support de sein 25, dans une zone comprise entre un premier point limite (ou point limite côté départ) LD et un deuxième point limite (ou point limite côté arrivée) LA. Le point limite côté départ LD et le point limite côté arrivée LA sont 5 définis sur le plan de coupe P et sur le détecteur 251, respectivement du côté de la position de départ SD et de la position d'arrivée SA. Le point limite côté départ LD est défini par la formule suivante : Rsin(- cp) - FOVD -(Th+B) Rsin(CPA)+FOND R cos(cp A) + AtD LD = Rsin(-cp) (R cos(cp) + AtD) R cos(cp) + AtD - B + Zh Le point limite côté arrivée LA est défini par la formule qui suit : 10 LA =Rsin(-(p)- R cos(cp) + AtD - B + Zh Dans les deux formules, les paramètres sont ceux décrits dans la partie 11.3.a. En outre, cp est l'angle trigonométrique sur le plan de coupe P défini entre la droite perpendiculaire Dp au détecteur 251 passant par le centre C 15 de la trajectoire circulaire T et une droite D; reliant le centre C de la trajectoire circulaire T à la position Si dans laquelle la source lumineuse 24 est positionnée pour l'éclairage de la limite d'éclairement. Le point limite côté départ LD est en fait calculé en déterminant tout d'abord le parallélépipède de hauteur égale à la distance Th posé sur la 20 surface du support de sein 25 et représentant schématiquement le sein O. Le parallélépipède sur le plan de coupe P définit un rectangle. A partir de ce rectangle, un point milieu côté départ MD est déterminé. Ce point milieu côté départ MD est sur le plan de coupe P, le milieu d'un côté du rectangle non parallèle au détecteur 251 et situé le plus proche de la position de 25 départ SD. En faisant ensuite passer une droite par ce point milieu côté départ MD et la position de départ SD, le point limite côté départ LD est R sin(- (p) - FOVA - (Th + B)~ R sin((pD) + FOVA ` R cos(cpD) + AtD (R cos(cp) + AtD) déterminé comme l'intersection sur le plan de coupe P de la droite passant par le point milieu côté départ MD et la position de départ SD et le détecteur 251. De même, le point limite côté arrivée LA est en fait calculé en déterminant tout d'abord le parallélépipède de hauteur égale à la distance Th posé sur la surface du support de sein 25 et représentant schématiquement le sein O. Le parallélépipède sur le plan de coupe P définit un rectangle. A partir de ce rectangle, un point milieu côté arrivée MA est déterminé. Ce point milieu côté arrivée MA est sur le plan de coupe P, le milieu d'un côté du rectangle non parallèle au détecteur 251 et situé le plus proche de la position d'arrivée SA. En faisant ensuite passer une droite par ce point milieu côté arrivée MA et la position d'arrivée SA, le point limite côté arrivée LA est déterminé comme l'intersection sur le plan de coupe P de la droite passant par le point milieu côté arrivée MA et la position d'arrivée SA et le détecteur 251. Dans une sous variante particulière illustré par la figure 9, la source lumineuse 24 est positionnée dans une position perpendiculaire Sp au détecteur 251, c'est-à-dire que la droite D; à la position de la source lumineuse Si est perpendiculaire au détecteur 251. Dans ce cas, l'angle cp est nul et les formules donnant les points limites côté départ et arrivée sont simplifiées : FOVD - (Th + 8) R si n(tpA) + FOVD j(R + AtD) R cos(tpA) + AtD LD= ;et R+AtD - IB+ 2 h~ sin(tpD)+FOVA[FovA (Th + 8)~ (R + AtD) R cos(C)D) + AtD LA = R+AtD4B+ Zh Dans le cas encore plus particulier où les positions de départ SD et 25 d'arrivée SA sont symétriques par rapport à une droite, dans le plan de coupe P, perpendiculaire au détecteur 251 et passant par le centre du détecteur 251, et si FOVD = FOVA, on a : LD = LA car (PD = (PA Les points limite côté départ FOVD et arrivée FOVA peuvent différer d'un plan de coupe P à un autre. Mais l'unité de calcul 7 peut les déterminer aisément à partir des données constructeur de l'unité d'acquisition 2 et notamment du collimateur 241. De manière générale, pour toutes les variantes décrites ci-dessus, les points limite côté départ FOVD et arrivée FOVA peuvent ne pas être symétriques par rapport au centre du détecteur 251 déterminé dans le plan de coupe P. En effet, un tel décentrage est avantageux pour les petits seins ; ceci permet à l'opérateur de disposer d'une meilleure visibilité et de plus grande amplitude de positionnement. De plus, un tel décentrage est nécessaire pour les radiographies par tomosynthèse en mode MLO. Le décentrage permet de positionner plus aisément le sein O, notamment dans le cas des petits seins, afin de pouvoir radiographier également le muscle pectoral au-dessus du sein O s'étendant vers l'épaule.

Au contraire, le centrage des points limites côté départ FOVD et arrivée FOVA est avantageux pour les radiographies par tomosynthèse en mode CC. En outre, les distances B et R sont connues ; ce sont des données constructeur.

La distance AtD est également connue, c'est aussi une donnée constructeur. Si la distance AtD n'est pas fixée par le construction, celle-ci est soit déterminée par l'unité d'acquisition 2 et récupérée par l'unité de calcul 7 ou soit déterminée directement par l'unité de calcul 7. La distance Th est soit déterminée par l'unité d'acquisition 2 et récupérée par l'unité de calcul 7, soit déterminée par l'unité de calcul 7 à partir de la position du support de sein 25 et celle de la pelote de compression 26 déterminées par l'unité d'acquisition 2. Ceci est également vrai pour les angles cpu, cpA et cp et de manière plus générale pour tout paramètre permettant de déterminer la position de la source lumineuse 24 ou la source de radiation.

La détermination de la limite de positionnement est effectuée en temps réel. C'est-à-dire que quand la distance Th est modifiée, la limite de positionnement est déterminée à nouveau pour permettre à l'opérateur de connaître la modification de cette limite.

Dans toute la description ci-dessus des modes de mise en oeuvre du procédé, le détecteur 251 était considéré comme ayant une surface de détection plane. Dans le cas où cette surface de détection n'était pas plane, les distances sont prises par rapport à un plan moyen du détecteur 251.

Programme d'ordinateur

Le procédé d'aide au positionnement peut être mis en oeuvre par un programme d'ordinateur. Ce programme d'ordinateur comprend des instructions machine pour la mise en oeuvre du procédé lorsque le programme d'ordinateur est exécuté ou fonctionne sur ordinateur.

La description détaillée est faite pour l'exemple de la tomographie mammaire, mais l'homme du métier saura aisément adopter la description à toute radiographie par tomosynthèse, par exemple en radiologie standard.

Claims

REVENDICATIONS1. Procédé d'aide au positionnement d'un organe (0) sur un support (25) d'un système d'acquisition (1) sous lequel est placé un détecteur (251) pour l'acquisition d'images médicales de radiologie par tomosynthèse, pendant laquelle une source de radiation pour irradier l'organe (0) est déplacée par rapport au détecteur (251) dans différentes positions successives (S1-SN) d'une position de départ (SD) à une position d'arrivée (SA), au moins une image médicale étant acquise dans chaque position (SI-SN) de la source de radiation, le procédé comprenant l'éclairage (E3) du support (25) par une source lumineuse (24) du système d'acquisition (1) pour aider au positionnement de l'organe (0) sur le support (25) ; caractérisé en ce qu'une limite de positionnement sur le support (25) à ne pas dépasser par l'organe (0) est déterminée (E2) par une unité de pilotage (7) du système d'acquisition (1) à partir de la distance séparant le support (25) et une pelote de compression (26) utilisée pour comprimer l'organe (0) et de la position de la source lumineuse (24) par rapport au détecteur (251).
2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'unité de pilotage (7) commande la source lumineuse (24) pour le marquage de la limite de positionnement par éclairage du support (25) ; et dans lequel la source lumineuse (24) éclaire une partie du détecteur (251) à travers le support (25), la partie correspondante du support (25) définit une zone dans laquelle l'organe (0) est éclairé pour toutes les positions (SI-SN) de la source de radiation lors de l'acquisition des images médicales.
3. Procédé selon la revendication 2, dans lequel la source lumineuse (24) est positionnée dans la position de départ (SD), respectivementd'arrivée (SA), de la source de radiation lors de l'éclairage du détecteur (251) pour marquer la limite de positionnement.
4. Procédé selon la revendication 3, dans lequel la source de radiation défini une trajectoire circulaire (T) de rayon R autour d'un centre (C) lorsqu'elle est déplacée d'une position (Si) à une autre (S;+i) ; dans lequel un premier cône (CD), respectivement deuxième cône (CA), d'éclairement de la source de radiation dans la position de départ (SD), respectivement d'arrivée (SA), définit sur un plan de coupe (P) comprenant le centre (C) de la trajectoire circulaire (T) de la source de radiation et les positions de départ (SD) et d'arrivée (SA) et sur le détecteur (251) un premier point (FOVA), respectivement deuxième point (FOVD), qui est la limite d'éclairement de la source de radiation du côté de la position d'arrivée (SA), respectivement de départ (SD) ; et dans lequel, la source lumineuse (24), dans la position de départ (SD), respectivement d'arrivée (SA), éclaire le détecteur (251) au moins dans une zone comprise entre le premier point (FOVA), respectivement deuxième point (FOVD), et un point limite (L) défini sur le plan de coupe (P) et sur le détecteur (251) par : Rsin(- (pp) - FOVD -(Th+B) RRsincos(cpA() ) (PA++FOVp AtD )j Rcos(c)p)+AtD-(8+ 2h) respectivement : Rsin(-cpA)-/FOVA -(Th+B) Rsin(cpp)+FOVA )) (Rcos4A)+AW) Rcos(cpp)+AtD où AtD est la distance orthogonale sur le plan de coupe (P) entre le centre 25 de la trajectoire circulaire et le détecteur (251) ; L = Rsin(- (pp) (R cos(c)p) + AtD) L = Rsin(-(pA) Rcos(cpA)+AtD-(B+ Zh)Th est la distance orthogonale sur le plan de coupe (P) entre la surface du support sur laquelle est positionné l'organe et la pelote de compression ; (po, respectivement (PA, est l'angle géométrique sur le plan de coupe (P) défini entre la perpendiculaire au détecteur passant par le centre de la trajectoire circulaire et une droite reliant le centre de la trajectoire à la position de départ, respectivement d'arrivée, de la source de radiation ; B est la distance orthogonale sur le plan de coupe (P) entre la surface du support sur laquelle l'organe est positionné et le détecteur (251) ; et l'origine pour la mesure des points (FOV0, FOVA et L) est la projection orthogonale sur le détecteur du centre de la trajectoire circulaire.
5. Procédé selon la revendication 2, dans lequel la source lumineuse (24) est positionnée entre la position de départ (SD) et la position d'arrivée (SA) de la source de radiation lors de l'éclairage du détecteur (251) pour marquer la limite de positionnement.
6. Procédé selon la revendication 5, dans lequel la source de radiation défini une trajectoire circulaire (T) de rayon R autour d'un centre (C) 20 lorsqu'elle est déplacée d'une position à une autre ; dans lequel un premier cône (CD), respectivement deuxième cône (CA), d'éclairement de la source de radiation dans la position de départ (SD), respectivement d'arrivée (SA), définit sur un plan de coupe (P) comprenant le centre de la trajectoire de la source de radiation et les positions de 25 départ (SD) et d'arrivée (SA) et sur le détecteur (251) un premier point (FOVA), respectivement deuxième point (FOVD), qui est la limite d'éclairement de la source de radiation du côté de la position d'arrivée (SA), respectivement de départ (SD) ; et dans lequel, la source lumineuse (24) éclaire le détecteur (251) au 30 moins dans une zone comprise un premier point limite (LD) défini sur le plan de coupe (P) et sur le détecteur (251) du côté de la position de départLD =Rsin(-cp) [Rsin(_)_ 30 ( Th R cos(p) + AtD - +(R cos((p)+ AtD) ; et (SD) et un deuxième point limite (LA) défini sur le plan de coupe (P) et sur le détecteur (251) du côté de la position d'arrivée (SA) par : FOVD -(Th+B) Rsin(cpq)+FOVD Rcos(cpq)+AtD /IJJII Rsin(- cp) - FOVq - (Th + 8) R sin(cpp) + FOVA ,N (R cos(c)) + AtD) R cos((pp ) + AtD )j où AtD est la distance orthogonale sur le plan de coupe (P) entre le centre de la trajectoire circulaire et le détecteur (251) ; Th est la distance orthogonale sur le plan de coupe (P) entre la surface du support sur laquelle est positionné l'organe et la pelote de 10 compression ; (PD, respectivement (PA, est l'angle géométrique sur le plan de coupe (P) défini entre la perpendiculaire au détecteur passant par le centre de la trajectoire circulaire et une droite reliant le centre de la trajectoire à la position de départ, respectivement d'arrivée, de la source de radiation ; 15 cp est l'angle géométrique sur le plan de coupe (P) défini entre la perpendiculaire au détecteur passant par le centre de la trajectoire circulaire et une droite reliant le centre de la trajectoire à la position dans laquelle la source lumineuse est positionnée pour l'éclairage de la limite d'éclairement ; 20 B est la distance orthogonale sur le plan de coupe (P) entre la surface du support sur laquelle l'organe est positionné et le détecteur (251) ; et l'origine pour la mesure des points (FOV0, FOVA et L) est la projection orthogonale sur le détecteur du centre de la trajectoire circulaire. LA =Rsin(-cp) Rcos(cp)+AtD-rB+!'l
7. Procédé selon la revendication 6, dans lequel la source lumineuse (24) est positionnée dans une position perpendiculaire (Sp) au détecteur (251).
8. Procédé selon l'une des revendications 3 à 6, dans lequel la position de départ (SD) et la position d'arrivée (SA) sont symétriques par rapport à un plan (Q) comprenant le centre de la trajectoire circulaire et le plan de coupe (P).
9. Procédé selon l'une des revendications 1 à 8, dans lequel l'unité de pilotage (7) commande un collimateur (241) positionné sous la source lumineuse (24) et comprenant quatre lames (241a-241 b) qui sont actionnées par l'unité de pilotage (7) pour délimiter une portion d'espace à éclairer, à partir de la limite de positionnement déterminée.
10. Système d'acquisition (1) d'images médicales comprenant : - une unité d'acquisition (2) comportant : - un support (25) ; une source lumineuse (24) ; - un détecteur (251) ; - une pelote de compression (26) ; - un positionneur pour positionner relativement la source (24) dans des positions (S1-S9) d'acquisition par rapport au détecteur ; - une unité de pilotage (7) déterminant une limite de positionnement marquant une surface de positionnement de laquelle ne doit pas dépasser l'organe (0) à radiographier, à partir de la distance séparant le support (25) et la pelote de compression (26) utilisée pour comprimer l'organe (0) et de la position de la source lumineuse (24) par rapport au détecteur (251) ; la limite de positionnement étant démarquée par l'éclairage d'une zone du détecteur (251) par la source lumineuse (24).30
11. Programme d'ordinateur comprenant des instructions machine pour la mise en oeuvre d'un procédé selon l'une des revendications 1 à 8 lorsque le programme d'ordinateur est exécuté ou fonctionne sur ordinateur.