EP4044928A1 - Dispositif de radiologie à plusieurs sources de rayons ionisants et procédé mettant en oeuvre le dispositif - Google Patents

Dispositif de radiologie à plusieurs sources de rayons ionisants et procédé mettant en oeuvre le dispositif

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EP4044928A1
EP4044928A1 EP20789638.2A EP20789638A EP4044928A1 EP 4044928 A1 EP4044928 A1 EP 4044928A1 EP 20789638 A EP20789638 A EP 20789638A EP 4044928 A1 EP4044928 A1 EP 4044928A1
Authority
EP
European Patent Office
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detector
sources
generator
band
beams
Prior art date
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Pending
Application number
EP20789638.2A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Guillaume Bernard
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Thales SA
Original Assignee
Thales SA
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Filing date
Publication date
Application filed by Thales SA filed Critical Thales SA
Publication of EP4044928A1 publication Critical patent/EP4044928A1/fr
Pending legal-status Critical Current

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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4007—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of source units
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4064—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
    • A61B6/4078—Fan-beams
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4435—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data

Definitions

  • the invention relates to a radiology device and a method using the device.
  • the invention can be implemented in the medical field, in industry to perform non-destructive testing and in security to detect dangerous objects or materials.
  • the invention also relates to a method using the radiology device.
  • the invention finds particular utility in computed tomography.
  • the invention can also be implemented in conventional radiology without movement around the object to be radiographed.
  • computed tomography also called computed tomography, implements a system equipped with an X-ray tube emitting a collimated beam in the form of a fan known in English under the name of "fan beam” associated with a detector in a strip arranged opposite the beam.
  • the tube and the detector revolve around a table receiving the patient. With each revolution, the table moves forward following the axis of rotation of the tube and the detector.
  • Computer processing makes it possible to reconstruct 2D or 3D volume sections of the patient's anatomical structures.
  • This system is known under the name of "CT-scanner".
  • CT is the acronym for "Computer Tomography”.
  • the flat shape of the beam associated with the strip detector makes it possible to limit the effects of scattered radiation in particular by Compton interactions of X-rays with the patient.
  • CBCT type systems using a conical beam associated with a flat detector it is possible to minimize the effects of scattered radiation by using an anti-scattering grid placed on the detector.
  • the CBCT type system does not make it possible to obtain a sufficient definition for certain medical examinations, in particular for the analysis of soft tissues.
  • the X-ray tubes have large dimensions, in particular due to the use of thermionic cathodes.
  • they can be equipped with either a fixed anode or a rotating anode allowing a spread of the dissipated thermal power.
  • Fixed anode tubes have a power of a few kilowatts and are used in particular in low power industrial, safety and medical applications.
  • Rotating anode tubes can exceed 100 kilowatts and are mainly used in the medical environment for imaging requiring high X-ray fluxes, which makes it possible to improve the contrast of the images obtained.
  • the diameter of an industrial tube is of the order of 150mm at 450kV, 100mm at 220kV and 80mm at 160kV. The voltage indicated corresponds to the potential difference applied between the cathode and the anode.
  • the invention aims to provide a radiology device combining the advantages of two types of known devices, CT-scanner and CBCT, while avoiding their drawbacks.
  • a device according to the invention comprises a generator and a detector rotating together around the patient or more generally the object to be radiographed. It uses fan beams while requiring only a single turn, or even a fraction of a turn, around the object to be radiographed.
  • the objective of the invention is to provide a radiology device having a mechanical structure that is much lighter than that of a CT-scanner type device while retaining low susceptibility to the effects of scattered radiation.
  • the invention relates to a radiology device comprising a generator of ionizing rays and a detector configured to detect the rays emitted by the generator, the generator and the detector being opposite one with respect to the other, the device delimiting a useful volume, crossed by the ionizing rays coming from the generator and received by the detector, the generator comprising several sources distributed along one direction and each emitting a beam of ionizing rays which is essentially flat and shaped. fan in the direction of the detector (14), the sources being arranged so as to irradiate the entire useful volume without translation.
  • the device further comprises a computer configured to produce a two-dimensional image of an object to be radiographed located in the working volume without relative movement between the generator and the detector, the computer being configured to collect information from the detector along bands. of the detector, each band being arranged opposite one of the beams and to establish the two-dimensional image by juxtaposing the information coming from the different bands of the detector.
  • the computer is configured to make an estimate of the radiation scattered in each of the bands as a function of radiation measured by the detector outside the band concerned and to subtract the estimate of the scattered radiation from the measurements made by the detector in the affected band.
  • the computer is configured to estimate the radiation scattered in each of the bands as a function of a scattered radiation decay model moving away from the band concerned (14-i)
  • the device comprises a support capable of carrying an object to be radiographed and an actuator making it possible to move an assembly formed by the generator and the detector around the support.
  • the computer can then be configured to produce a three-dimensional image of an object to be radiographed located in the useful volume from several two-dimensional images produced by moving between each two-dimensional image the assembly formed by the generator and the detector around the support.
  • the detector is formed of a flat panel extending along two perpendicular axes, a first of the two axes being parallel to the direction. in which the sources are distributed, a second of the two axes belonging to a plane in which one of the beams propagates.
  • the planes in which the beams propagate are mutually parallel.
  • each source comprises a cold cathode emitting an electron beam by field effect.
  • At least several of the sources have a common vacuum chamber.
  • the generator can comprise several series of aligned sources, each series being aligned along a direction and each emitting an essentially flat beam of ionizing rays, the planes of each of the beams being mutually parallel.
  • the directions of each of the series of sources can be mutually parallel.
  • the subject of the invention is also a method implementing a device according to the invention, consisting in successively linking the transmission of several of the sources.
  • the sources are ordered along their direction and advantageously grouped into sub-assemblies each grouping together equally distributed sources, the sub-assemblies being nested within each other, the method then consisting in controlling the simultaneous emission of the sources of 'one and the same subset and successively chain the transmission of the different subsets.
  • the method consists in spatially and temporally synchronizing the sources and the detector.
  • the method consists in synchronizing the emission of each source with an allocation of the corresponding band of the detector.
  • the method consists in synchronizing the emission of each source with an allocation of the corresponding band of the detector.
  • the method consists in combining the emission from the different sources and the movement of the actuator.
  • the method consists in moving the actuator continuously during transmission from the different sources.
  • Figures 1a and 1b illustrate a front and side view of a first variant of a radiology device according to the invention
  • Figure 2 shows an example of an ionizing ray generator that can be implemented in a radiology device according to the invention
  • Figure 3 shows in section an example of a detector in the form of a flat panel that can be implemented in a radiology device according to the invention
  • Figure 4 illustrates a front view, a second variant of a radiology device according to the invention
  • FIGS. 5a, 5b and 5c illustrate a method implementing a device according to the invention
  • Figure 6 illustrates other components of the radiology device
  • Figure 7 shows a configuration of the device for reducing the effects of scattered radiation.
  • FIGS 1a and 1b schematically illustrate the main components of a radiology device 10 used for computed tomography examinations.
  • the device 10 finds particular utility in medical examinations. It is of course possible to use the device 10 in any other field, in particular in industry, to carry out non-destructive testing and in security to detect dangerous objects or materials.
  • the device 10 comprises an ionizing ray generator 12 and a detector 14 configured to detect the rays emitted by the generator 12.
  • the object to be radiographed is placed between the generator 12 and the detector 14 on a support 62.
  • the device 10 also comprises computer means, not shown and making it possible to process the data coming from the detector 14 in order to make them usable for an operator of the device.
  • This treatment can in particular achieve a 2D or 3D reconstruction of the object to be radiographed.
  • generator 12 and the detector 14 face each other.
  • generator 12 and detector 14 can be fixed relative to each other.
  • generator 12 and / or detector 14 are movable relative to each other. Subsequently, we will consider that they are fixed with respect to each other.
  • the generator 12 comprises several sources of ionizing rays 16 distributed along a direction 18. Each source 16 emits a beam 20 of ionizing rays which is essentially flat and in the shape of a fan. This type of beam is known in Anglo-Saxon literature under the name of "fan beam". In a simple configuration, the direction 18 is rectilinear and the planes in which the beams 20 essentially propagate are parallel to each other and perpendicular to the direction 18. Other configurations are possible within the scope of the invention.
  • Direction 18 can be curved and the planes of beams 20 can be neither parallel to each other nor perpendicular to direction 18.
  • the sources 16 are advantageously compact as for example described in the patent application published under the number: WO 2019/011980 A1 filed in the name of the applicant.
  • Each source comprises in a vacuum chamber, a cathode emitting an electron beam, an anode having a target bombarded by the electron beam and emitting a beam of ionizing rays.
  • the cathode advantageously emits the electron beam by field effect in the direction of the target.
  • This type of cathode is also known as cold cathode in opposition to hot cathodes also called: thermionic cathodes.
  • the advantage of using compact cold cathode sources is to allow their focal point to be brought together along the direction 18.
  • FIG. 2 shows in more detail an example of generator 12 in which several of the sources 16 have a common vacuum chamber 22.
  • a vacuum chamber common to several sources 16 is to allow the focal points of the beams to be brought together 20.
  • the distribution of the sources 16 along the direction 18 can be uniform as shown in FIG. 2 where the distance separating two neighboring sources 16 is constant. It is also possible to opt for a non-uniform distribution.
  • the cold cathodes 24 are distributed along the axis 18.
  • the sources 16 may include an anode 26 common to the different sources 16.
  • the anode 26 carries as many targets 28 as there are cathodes 24.
  • Each cathode 24 emits an electron beam 30 in the direction of the target 28 which is associated with it.
  • the interaction between an electron beam 30 and a target 28 makes it possible to generate a beam of ionizing rays 20.
  • the different sources 16 can be driven independently of each other by means of the driving of their respective cathode 24.
  • the detector 14 is configured to receive the different beams 20 emitted by the sources 16.
  • the detector 14 can include several elementary detectors in a strip. Each elementary detector being arranged opposite one of the beams 20.
  • the detector 14 is produced in the form of a surface detector which may be curved or in the form of a flat panel extending along two perpendicular axes 32 and 34.
  • the axis 32 is parallel to the direction 18 and the axis 34 belongs to one of the planes of the beams 20.
  • a flat panel is for example described in European patent EP 1 378 113 filed by the company TRIXELL. This patent is concerned with the splicing of several substrates making it possible to produce a flat panel of larger dimensions than those of the substrates. standards.
  • Other detectors produced in the form of flat panels and produced by the company TRIXELL or by other companies can also be used within the framework of the invention.
  • the flat panel simplifies the capture of data from the detector 14. Indeed, the flat panel can be equipped with read circuits and a multiplexer whose output delivers the assembly over a serial link. data from detector 14.
  • FIG. 3 shows in section an example of a detector 14 in the form of a flat panel.
  • the detector 14 allows the detection of ionizing rays, the direction of which is materialized by the arrows 36 belonging to the different planes of the beams 20.
  • the detector 14 comprises a sensor 38, a scintillator 40 transforming the ionizing rays into radiation to which the sensor 38 is sensitive. , for example in the visible band, and a rigid entry window 42 traversed by the ionizing rays upstream of the scintillator 40. It is possible to do without a scintillator by using a sensor directly sensitive to the ionizing rays.
  • the scintillator 40 is disposed between the sensor 38 and the entry window 42.
  • the sensor 38 comprises a substrate 44 and photosensitive elements 46 disposed on the substrate 44.
  • the scintillator 40 comprises a support 48 and a scintillator substance 50 deposited on the surface. support 48. Alternatively, it is possible to dispense with support 48 and deposit the scintillating substance 50 directly on the sensor 38.
  • a waterproof seal 52 fixes the inlet window 42 to the substrate 44. The seal 52 can be used to attach scintillator 40 to sensor 38.
  • Photosensitive elements 46 are organized in row and column. The lines extend along axis 32 and the columns extend along axis 34 or vice versa.
  • the various ionizing ray beams 20 are shown at a distance from each other, parallel to each other, each in a plane perpendicular to the direction 18.
  • the beams 20 are contiguous, or even slightly overlap.
  • the device 10 delimits a useful volume 60, identified in FIG. 1a, where the object can be radiographed, that is to say crossed by ionizing rays received by the detector 14.
  • the beams 20 can be radiographed. flare around their median plane shown vertically in FIG. 1b until they become contiguous, or even overlap in the useful volume 60.
  • the sources 16 are arranged so as to irradiate the whole of the useful volume 60 without translation, unlike the CT-scanner type radiology devices which require the translation of the object to be radiographed relative to the assembly formed by the generator X and the associated detector to scan their useful volume.
  • the device 10 comprises a support 62 capable of carrying the object to be radiographed.
  • the support 62 is for example a table on which a patient can lie down.
  • the assembly formed by the generator 12 and the detector 14 rotates around the support 62.
  • the generator 12 and the detector 14 can be connected by an arm 64, for example in the form of an arc of a circle centered on the axis 66 of rotation of the generator 12 and of the detector 14.
  • the axis of rotation 66 is perpendicular to the different planes of the beams 20.
  • the device comprises an actuator represented by a rotational movement 68. During the rotation, the beams 20 rotate about the axis 66.
  • the working volume 60 in which, for all the phases of rotation, the beams 20 producing irradiation and reaching the detector 14, is cylindrical in shape around the axis 66.
  • a generator 12 comprising ten sources 16 regularly distributed along the direction 18 which is here rectilinear.
  • a generator 12 comprising ten sources 16 distributed every centimeter can be produced, as shown in FIG. 2, with a common vacuum chamber 22.
  • the invention is advantageously implemented for a generator 12 comprising at least ten sources 16 in order to obtain a useful volume of interesting minimum size.
  • the common vacuum chamber 22 may not be able to exceed a maximum number of sources 16, for example ten sources 16. If one wishes to produce a device having more than 10 sources, it is possible to produce a generator 12 having several vacuum enclosures, the sources 16 of which are arranged in alignment with one another in direction 18. It is also possible to slightly offset the directions 18 of the different enclosures empty while keeping them parallel to each other.
  • the actuator can be a rotary motor driving the arm 64 around the axis 66.
  • the actuator can generate a more complex movement made from a combination of translations and rotations. This movement can allow the shape or position of the useful volume to be modified.
  • tomodensitometry in order to ensure a good reconstruction, it is important that the object to be radiographed is crossed in all directions by ionizing radiation, in order to respect Tuy's condition.
  • a complex movement of the actuator can make it possible to comply with this condition in a volume not having a circular section as shown in FIGS. 1a and 1b. this makes it possible to better adapt to the shape of the object to be radiographed.
  • the movement is advantageously contained in the plane of FIG.
  • FIG. 4 illustrates a second variant of a radiology device 70 according to the invention making it possible to enlarge the useful volume.
  • the device 70 comprises a generator 72 which differs from the generator 12 by the presence of several series of sources 16.
  • the generator 12 only includes a single series of sources 16 aligned along direction 18.
  • the different series of generator 72 are each aligned along one direction.
  • the generator 72 comprises three series of sources, respectively aligned in directions 74, 76 and 78. It is of course possible to implement this variant for other numbers of series.
  • the different sources 16 of the generator 72 each emit an essentially flat beam 20 of ionizing rays, the planes of each of the beams 20 being for example parallel to each other.
  • FIG. 4 is shown in section in a plane perpendicular to the axis 66.
  • the section of the useful zone 80 is here a disc.
  • the directions 74, 76 and 78 can be mutually parallel, and parallel to the axis of rotation 66.
  • the useful volume 80 extends cylindrically around the axis 66.
  • Other arrangements of the directions 74, 76 and 78 are also possible, for example parallel to each other and not parallel to the axis 66 or even not parallel to each other. These alternatives make it possible to adapt the shape of the useful zone 80 as needed.
  • the simultaneous emission from all the sources 16 can cause difficulties in discriminating, at the output of the detector 14, the photons coming from each source 16. This discrimination is particularly useful. to limit the effects of scattered radiation. These effects can be limited by placing an anti-scattering grid on the detector 14.
  • An alternative, which can be combined with the presence of an anti-scattering grid, consists in successively linking the emission of several of the sources 16.
  • the aim of this linking is to avoid the simultaneous emission of several sources 16 including the respective scattered radiations. can add up to each other.
  • all the sources 16 must emit at least once.
  • Figures 5a to 5c illustrate this sequence of simultaneous transmissions in which at each moment of transmission, the distance between two sources 16, along the direction 18, is preserved.
  • the sources 16 are grouped into several subsets each grouping together equally distributed sources.
  • the sub-assemblies being nested within each other and the method consists in controlling the simultaneous transmission of the sources 16 of the same sub-assembly and in successively linking the transmission of the various sub-assemblies.
  • the generator 12 comprises N sources 16 which are ordered according to the direction 18.
  • the rank of a source 16 is denoted i, i therefore varying from 1 to N.
  • the distance along the direction 18 separating two successive sources 16 i and i + 1 is constant for the N sources 16.
  • the sources are divided into P subsets each comprising the sources of rank j. (N / P + 1) + i, j varying from 0 to N / P - 1 for a subset and i varying from 1 to P for each subset, i and j being natural numbers.
  • the sub-assemblies transmit in turn. It is not mandatory that N be divisible by P.
  • N is not divisible by P, we will take in the formula giving the rank, the integer part of N / P and the sources of ranks greater than: Integer part ( N / P). P are then distributed in the sub-assemblies while keeping the same pitch between sources 16.
  • the rank of the sources 16 is specified.
  • the sources of rank 1, 6, 11 and 16 transmit.
  • the sources of rank 2, 7, 12 and 17 are transmitting.
  • the sources of rank 5, 10, 15 and 20 transmit.
  • the emission cycle of the different sub-assemblies connects the emissions in the order of the rank of the first source of each sub-assembly. It is also possible to send the subsets in other orders, for example, by first sending the subsets whose first source has an odd rank then the subsets whose first source has an odd rank. peer. This makes it possible to limit the remanence in the reading effected by the detector 14.
  • the successive transmissions produced by the different sources can also be implemented with the device 70 In which, it is also advantageous not to simultaneously transmit sources that are too close to each other.
  • each of them may include sources belonging to the same direction or to different directions.
  • the detector 14 comprises photosensitive elements organized in a matrix of rows and columns.
  • the name row and column being purely conventional, subsequently, we will use the term row which can be applied either to a row or to a column.
  • the detector connects an acquisition phase followed by a reading phase of the matrix. Reading can be done row by row.
  • the ionizing rays deflected by the object to be radiographed, essentially forming the scattered radiation can be ignored when reading the matrix. More generally, a spatial and temporal synchronization of the sources 16 and of the detector 14 is carried out.
  • the actuator 68 It is also possible to rotate the actuator 68 continuously and during its rotation perform as many emission cycles as necessary. In practice, during continuous rotation, it is possible to consider that during an emission, the actuator 68 is almost static.
  • the continuous movement of the arm 64 carrying the detector 14 and the generator 12 or 72 makes it possible to limit the effects of the mechanical inertia of the moving elements. In fact, in the event of incremental movement of the actuator, each stop and each start of the actuator generates jolts degrading the positioning accuracy of the arm 64.
  • the continuous movement of the actuator 68 makes it possible to limit these to -blows.
  • the continuous movement of the actuator 68 takes place in a uniform manner, that is to say at a constant speed, which completely eliminates any jerking. Intermediate, while maintaining a continuous movement of the actuator 68, it is possible to slow down its movement during each emission from a source 16 and to accelerate it between two emissions.
  • This device is useful for radiographing objects capable of generating a strong diffusion by Compton interaction, for example in the medical field for carrying out pulmonary radiology.
  • This type of radiology is generally performed using a generator emitting a conical X-ray beam.
  • the generator is associated with a flat detector where the scattered radiation can only be distinguished from the useful information with an anti-scattering grid; grid whose efficiency is medium and imposes a higher dose of ionizing rays on the patient.
  • FIG. 6 again represents the radiology device 10 to illustrate the means enabling it to produce an image.
  • the device comprises a computer 90 configured to produce a two-dimensional image 92 of an object to be radiographed located in the useful volume 60.
  • Each source identified here 16-1 to 16-7, emits a beam 20 in the direction of the detector 14
  • the transmissions from the different sources 16-1 to 16-7 are advantageously carried out sequentially.
  • Each beam 20 is received by a region of the detector 14, forming a strip of pixels of the detector 14 placed opposite each beam 20.
  • the bands are marked 14-1 to 14-7 with reference to the sources 16-1 to 16-7. opposite.
  • the computer 90 is configured to collect information from each band 14-1 to 14-7. To establish a two-dimensional image 92, the computer 90 is configured to juxtapose the information coming from the different bands 14-1 to 14-7 of the detector 14. To produce a two-dimensional image 90, the actuator 68 remains inactive. The assembly formed by the generator 12 and the detector 14 is stationary relative to the support 62. The image capture is similar to that produced by a conventional two-dimensional radiology device or by a device of the CBCT type without rotation.
  • the main advantage of implementing the device 10 according to the invention is to reduce the effects of scattered radiation. In fact, each band 14-1 to 14-7 only detects the radiation contained in the plane of the beam 20 coming from the corresponding source 16-1 to 16-7 and ignores the radiation scattered outside this plane.
  • a band 14-i is defined to receive the direct radiation coming from the corresponding source 16-i.
  • the band 14-i is completely illuminated by the direct radiation coming from the corresponding source 16-i.
  • Direct radiation is understood to mean radiation without scattered radiation.
  • each of the bands is aligned with the beam 20 coming from the corresponding source. In this way, the pixels of each band essentially receive direct radiation from the corresponding source. Only a very small part of the scattered radiation coming from this same source and propagating in the plane of the beam will reach the pixels of this band. Most of the scattered radiation propagates outside the beam plane and therefore does not reach the pixels of the band concerned. As will be seen below, this large part of the scattered radiation can be detected by other pixels of the detector located outside the band concerned.
  • the bands advantageously have a width less than the width of the beam at the level of the detector in order to limit as much as possible the detection of scattered radiation coming from the beam in question and propagating away from the plane of the beam.
  • the beams can overlap slightly.
  • the detector bands can also overlap. The synchronization of the reading of the tapes with the emission of the corresponding sources makes it possible to read each in turn all the tapes. Using overlapping bands makes it possible to widen the width of each band and therefore to receive a greater signal amplitude.
  • the bands form zones of the detector allocated temporally to the reading of the flow of photons coming from each source.
  • the time allocation is synchronized with the emission of the sources.
  • each band of the detector 14 receives radiation scattered in the plane of the beam 20 itself and it is advantageous to correct the measurement made by the detector 14 in each of the bands 14-1 to 14-7 to reduce the part due to the radiation. broadcast. In each of the bands 14-1 to 14-7, it is possible to estimate this part from measurements made outside the band considered.
  • Figure 7 illustrates several ways of estimating the scattered radiation present in a band illuminated by a beam 20 and referenced 14-i.
  • the scattered radiation is constant along an axis 100 perpendicular to the greatest length of the band 14- i.
  • the level of scattered radiation within band 14-i is considered to be equal to the level of scattered radiation measured by pixel 100-1 when irradiating an object to be radiographed.
  • pixels 100-1 and 100-2 both located outside the band 14-i.
  • the pixels 100-1 and 100-2 are arranged on either side and at an equal distance from the strip 14-i. It is understood that during the emission of the beam 20, the pixels 100-1 and 100-2 are not illuminated by other beams 20.
  • the estimate of the radiation diffused inside the band 14-i is then equal to the average of the measurements in each of the pixels 100-1 and 100-2.
  • These measurements are carried out for all the axes perpendicular to the greatest length of the strip 14-i. All the measurement pixels are arranged on axes 102-1 and 102-2 parallel to the greatest length of the strip 14-i.
  • the spatial variation of the scattered radiation being generally slow, it is possible to smooth the measurements made for all the points of type 100-1 on the one hand and 100-2 on the other hand along their axis 102-1 and 102-2 respective.
  • the decay is a function of the distance to the band 14-i along the axis 100.
  • This decay model can be defined empirically by measurements made from control objects of a nature close to real objects that l 'we want to X-ray. Once the measurements necessary to establish the model have been made, it is possible to approximate them, for example using a polynomial or trigonometric function. From a selected model, it is possible to estimate the level of scattered radiation inside the band 14-i by entering into the model measurements made outside the band, measurements made during irradiation of d. 'an object to be radiographed.
  • the measurements made by pixels 100-1 and 100-2 are introduced into the model used to estimate the level of radiation scattered inside the band 14-i, along the axis 100
  • measurements outside the band 14-i are carried out on the axes 102-1 and 102-2 in order to carry out the corrections for all the pixels of the band considered.
  • the use of such a model makes it possible to refine the correction of scattered radiation by individualizing the correction of each of the pixels of the band considered.
  • the measurement correction making it possible to limit the effects of scattered radiation can be implemented in a radiology system having only one source 16. In other words, it is advantageous to implement this type of correction in a CT-scanner.
  • the computer 90 can be configured to produce a three-dimensional image 94 of an object to be radiographed located in the useful volume 60.
  • a three-dimensional image it is possible to construct cross-sections of the object in planes formed by each of the beams 20. These sections are constructed from information received from the detector by rotating the generator 12 and the detector 14 around the support 62. The three-dimensional image is obtained from the images. different cuts.
  • it is possible to implement algorithms usually implemented in CT-scanner type devices. The main advantage in implementing the device 10 according to the invention is then the reduction in the mass to be rotated.
  • a three-dimensional image 94 from several two-dimensional images as described above. Between each two-dimensional image, the generator 12 and the detector 14 are rotated around the support 62 by means of the actuator 68.
  • the construction of the three-dimensional image can be carried out by implementing an algorithm usually implemented. in CBCT type devices.
  • the main advantage of implementing the device 10 according to the invention here is the reduction of the effects of the radiation diffused in each two-dimensional image, which improves the quality of the three-dimensional image 94.

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Abstract

L'invention concerne un dispositif de radiologie comprenant un générateur (12) de rayons ionisants et un détecteur (14) configuré pour détecter les rayons émis par le générateur (12), le générateur (12) et le détecteur (14) étant en regard l'un par rapport à l'autre, le dispositif (10) délimitant un volume utile (60), traversé par les rayons ionisants issus du générateur (12) et reçus par le détecteur (14), le générateur (12) comprenant plusieurs sources (16) réparties le long d'une direction (18) et émettant chacune un faisceau (20) de rayons ionisants essentiellement plat et en forme d'éventail, les sources (16) étant disposées de façon à irradier l'ensemble du volume utile (60) sans translation. L'invention a également pour objet un procédé mettant en œuvre un dispositif (10) selon l'invention et consistant à enchaîner successivement l'émission de plusieurs des sources (16).

Description

DESCRIPTION
Titre de l’invention : Dispositif de radiologie à plusieurs sources de rayons ionisants et procédé mettant en œuvre le dispositif
[0001] L’invention concerne un dispositif de radiologie et un procédé mettant en oeuvre le dispositif. L’invention peut être mise en oeuvre dans le domaine médical, dans l’industrie pour réaliser des contrôles non destructifs et dans la sécurité pour détecter des objets ou des matériaux dangereux. L’invention concerne également un procédé mettant en oeuvre le dispositif de radiologie. L’invention trouve une utilité particulière en tomodensitométrie. L’invention peut également être mise en oeuvre en radiologie classique sans mouvement autour de l’objet à radiographier.
[0002] De façon connue, la tomodensitométrie, également appelée scanographie met en oeuvre un système équipé d’un tube à rayons X émettant un faisceau collimaté en forme d’éventail connu en anglais sous le nom de « fan beam » associé à un détecteur en barrette disposé en regard du faisceau. Le tube et le détecteur tournent autour d’une table recevant le patient. A chaque tour, la table avance en suivant l’axe de rotation du tube et du détecteur. Un traitement informatique permet de reconstruire des coupes 2D ou volume 3D des structures anatomiques du patient. Ce système est connu sous le nom de « CT-scanner ». « CT » étant l’acronyme anglais de « Computer Tomography ».
[0003] Plus récemment d’autres systèmes possédant un tube émettant un faisceau de rayons X conique, connu en anglais sous le nom de « Cône Beam », associé un détecteur plat sont apparus. Le tube et le détecteur sont montés sur un bras tournant en forme de lettre C Ces systèmes sont connus en anglais sous le nom de « C-arm » ou par l’acronyme CBCT pour « Cône Beam Computer Tomography ». La forme conique du faisceau permet de se passer de translation mise en oeuvre pour le CT- scanner. Pour le CBCT, l’acquisition des données est beaucoup plus rapide car elle ne nécessite qu’un seul tour autour du patient de l’ensemble formé par le tube et le détecteur.
[0004] Dans les systèmes de type CT-scanner, la forme plate du faisceau associée au détecteur en barrette permettent de limiter les effets de rayonnement diffusé notamment par des interactions de Compton des rayons X avec le patient. Dans les systèmes de type CBCT mettant en oeuvre un faisceau conique associé à un détecteur plat, il est possible de minimiser les effets du rayonnement diffusé en utilisant une grille anti diffusante placée sur le détecteur. Cependant, le système de type CBCT ne permettent pas d’obtenir une définition suffisante pour certains examens médicaux, notamment pour l’analyse de tissus mous.
[0005] Par ailleurs, dans les systèmes connus, de type CT-scanner ou CBCT, les tubes à rayons X possèdent des dimensions importantes, notamment du fait de la mise en oeuvre de cathode thermoïoniques. De plus, en fonction de la puissance des tubes à rayons X, ceux-ci peuvent être équipés soit d’une anode fixe soit d’une anode tournante permettant un étalement de la puissance thermique dissipée. Les tubes à anode fixe ont une puissance de quelques kilowatts et sont notamment utilisés dans des applications industrielles, de sûreté et médicales de faible puissance. Les tubes à anode tournante peuvent dépasser les 100 kilowatts et sont principalement mis en oeuvre dans le milieu médical pour l’imagerie nécessitant des flux de rayons X importants ce qui permet d’améliorer le contraste des images obtenues. A titre d’exemple, le diamètre d’un tube industriel est de l’ordre de 150 mm à 450kV, de 100 mm à 220 kV et de 80 mm à 160kV. La tension indiquée correspond à la différence de potentiel appliquée entre la cathode et l’anode.
[0006] L’invention vise à réaliser un dispositif de radiologie alliant les avantages des deux types de dispositifs connus, CT-scanner et CBCT, en évitant leurs inconvénients. Un dispositif selon l’invention comprend un générateur et un détecteur tournant ensemble autour du patient ou plus généralement de l’objet à radiographier. Il met en oeuvre des faisceaux de type « fan beam » tout en ne nécessitant qu’un seul tour, ou même une fraction de tour, autour de l’objet à radiographier.
[0007] L’objectif de l’invention est de réaliser un dispositif de radiologie possédant une structure mécanique beaucoup plus légère que celle d’un dispositif de type CT- scanner tout en conservant une faible susceptibilité aux effets des rayonnements diffusés. Dans certaines variantes de l’invention, il est même possible de corriger les effets des rayonnements diffusés et ainsi améliorer nettement la qualité des images radiologiques obtenues aussi bien pour des images en deux dimensions que pour des images en trois dimensions. [0008] A cet effet, l’invention a pour objet un dispositif de radiologie comprenant un générateur de rayons ionisants et un détecteur configuré pour détecter les rayons émis par le générateur, le générateur et le détecteur étant en regard l'un par rapport à l'autre, le dispositif délimitant un volume utile, traversé par les rayons ionisants issus du générateur et reçus par le détecteur, le générateur comprenant plusieurs sources réparties le long d'une direction et émettant chacune un faisceau de rayons ionisants essentiellement plat et en forme d'éventail en direction du détecteur (14), les sources étant disposées de façon à irradier l'ensemble du volume utile sans translation. Le dispositif comprend en outre un calculateur configuré pour réaliser une image en deux dimensions d’un objet à radiographier situé dans le volume utile sans mouvement relatif entre le générateur et le détecteur, le calculateur étant configuré pour recueillir des informations du détecteur le long de bandes du détecteur, chaque bande étant disposée en regard d’un des faisceaux et pour établir l’image en deux dimensions en juxtaposant les informations issues des différentes bandes du détecteur.
[0009] Avantageusement, le calculateur est configuré pour réaliser une estimation du rayonnement diffusé dans chacune des bandes en fonction de rayonnement mesuré par le détecteur à l’extérieur de la bande concernée et pour soustraire l’estimation du rayonnement diffusé aux mesures réalisées par le détecteur dans la bande concernée.
[0010] Avantageusement, le calculateur est configuré pour réaliser une estimation du rayonnement diffusé dans chacune des bandes en fonction d’un modèle de décroissance de rayonnement diffusé en s’éloignant de la bande concernée (14-i)
[0011] Avantageusement, le dispositif comprend un support apte à porter un objet à radiographier et un actionneur permettant de déplacer un ensemble formé par le générateur et le détecteur autour du support. Le calculateur peut alors être configuré pour réaliser une image en trois dimensions d’un objet à radiographier situé dans le volume utile à partir de plusieurs images en deux dimensions réalisées en déplaçant entre chaque image en deux dimensions l’ensemble formé par le générateur et le détecteur autour du support.
[0012] Avantageusement, le détecteur est formé d’un panneau plat s’étendant selon deux axes perpendiculaires, un premier des deux axes étant parallèle à la direction dans laquelle les sources sont réparties, un second des deux axes appartenant à un plan dans lequel un des faisceaux se propage.
[0013] Avantageusement, des plans dans lesquels les faisceaux se propagent sont parallèles entre eux.
[0014] Avantageusement, chaque source comprend une cathode froide émettant un faisceau d'électrons par effet de champ.
[0015] Avantageusement, au moins plusieurs des sources possèdent une enceinte à vide commune.
[0016] En variante, le générateur peut comprendre plusieurs séries de sources alignées, chaque série étant alignée le long d'une direction et émettant chacune un faisceau essentiellement plat de rayons ionisants, les plans de chacun des faisceaux étant parallèles entre eux.
[0017] Les directions de chacune des séries de sources peuvent être parallèles entre elles.
[0018] L’invention a également pour objet un procédé mettant en oeuvre un dispositif selon l’invention, consistant à enchaîner successivement l'émission de plusieurs des sources.
[0019] Les sources sont ordonnées le long de leur direction et avantageusement groupées en sous-ensembles regroupant chacun des sources équiréparties, les sous-ensembles étant imbriqués les uns dans les autres, le procédé consistant alors à piloter l'émission simultanée des sources d'un même sous ensemble et à enchaîner successivement l'émission des différents sous-ensembles.
[0020] Avantageusement, le procédé consiste à synchroniser spatialement et temporellement les sources et le détecteur.
[0021] Avantageusement, le procédé consiste à synchroniser l’émission de chaque source avec une allocation de la bande correspondante du détecteur.
[0022] Avantageusement, le procédé consiste à synchroniser l’émission de chaque source avec une allocation de la bande correspondante du détecteur.
[0023] Avantageusement, le procédé consiste à combiner l'émission des différentes sources et le mouvement de l'actionneur. [0024] Avantageusement, le procédé consiste à mouvoir l'actionneur de façon continue durant l'émission des différentes sources.
[0025] L’invention sera mieux comprise et d’autres avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée d’un mode de réalisation donné à titre d’exemple, description illustrée par le dessin joint dans lequel :
[0026] Les figures 1 a et 1 b illustrent en vue de face et de profil une première variante d’un dispositif de radiologie conforme à l’invention ;
[0027] La figure 2 représente un exemple de générateur de rayons ionisants pouvant être mis en oeuvre dans un dispositif de radiologie conforme à l’invention ;
[0028] La figure 3 représente en coupe un exemple de détecteur sous forme de panneau plat pouvant être mis en oeuvre dans un dispositif de radiologie conforme à l’invention ;
[0029] La figure 4 illustre en vue de face, une seconde variante d’un dispositif de radiologie conforme à l’invention ;
[0030] Les figures 5a, 5b et 5c illustrent un procédé mettant en oeuvre un dispositif conforme à l’invention ;
[0031] La figure 6 illustre d’autres composants du dispositif de radiologie ;
[0032] La figure 7 représente une configuration du dispositif permettant de réduire les effets d’un rayonnement diffusé.
[0033] Par souci de clarté, les mêmes éléments porteront les mêmes repères dans les différentes figures.
[0034] Les figures 1 a et 1 b illustrent schématiquement les composants principaux d’un dispositif de radiologie 10 utilisé pour des examens de tomodensitométrie. Le dispositif 10 trouve une utilité particulière dans les examens médicaux. Il est bien entendu possible de mettre en oeuvre le dispositif 10 dans tout autre domaine notamment dans l’industrie pour réaliser des contrôles non destructifs et dans la sécurité pour détecter des objets ou des matériaux dangereux. [0035] Le dispositif 10 comprend un générateur de rayons ionisants 12 et un détecteur 14 configuré pour détecter les rayons émis par le générateur 12. L’objet à radiographier est placé entre le générateur 12 et le détecteur 14 sur un support 62.
Le dispositif 10 comprend également des moyens informatiques, non représentés et permettant de traiter les données issues du détecteur 14 afin de les rendre exploitables pour un opérateur du dispositif. Ce traitement peut notamment réaliser une reconstruction 2D ou 3D de l’objet à radiographier.
[0036] Le générateur 12 et le détecteur 14 sont en regard l’un par rapport à l’autre. Dans un mode de réalisation simple du dispositif de radiologie, le générateur 12 et le détecteur 14 peuvent être fixes l’un par rapport à l’autre. Alternativement, il est possible de prévoir un dispositif de radiologie dans lequel générateur 12 et/ou le détecteur 14 sont mobiles l’un par rapport à l’autre. Par la suite, on considérera qu’ils sont fixes l’un par rapport à l’autre.
[0037] Le générateur 12 comprend plusieurs sources de rayons ionisants 16 réparties le long d’une direction 18. Chaque source 16 émet un faisceau 20 de rayons ionisants essentiellement plat et en forme d’éventail. Ce type de faisceau est connu dans la littérature anglo-saxonne sous le nom de « fan beam ». Dans une configuration simple, la direction 18 est rectiligne et les plans dans lesquels les faisceaux 20 se propagent essentiellement sont parallèles entre eux et perpendiculaires à la direction 18. D’autres configurations sont possibles dans le cadre de l’invention. La direction 18 peut être courbe et les plans des faisceaux 20 peuvent n’être ni parallèles entre eux ni perpendiculaires à la direction 18.
[0038] Les sources 16 sont avantageusement compactes comme par exemple décrites dans la demande de brevet publiée sous le n° : WO 2019/011980 A1 déposée au nom de la demanderesse. Chaque source comprend dans une enceinte à vide, une cathode émettant un faisceau d’électrons, une anode possédant une cible bombardée par le faisceau d’électrons et émettant un faisceau de rayons ionisants. La cathode émet avantageusement le faisceau d’électrons par effet de champ en direction de la cible. Ce type de cathode est également connu sous le nom de cathode froide en opposition aux cathodes chaudes également appelées : cathodes thermoïoniques. [0039] L’intérêt de mettre en œuvre des sources compactes à cathode froide est de permettre le rapprochement de leur point de focalisation le long de la direction 18.
[0040] La figure 2 représente plus en détail un exemple de générateur 12 dans lequel plusieurs des sources 16 possèdent une enceinte à vide 22 commune. Il est notamment possible de réaliser toutes les sources 16 ou tout au moins plusieurs d’entre elles en dans une enceinte à vide 22 unique. L’intérêt d’une enceinte à vide commune à plusieurs sources 16 est de permettre le rapprochement des points focaux des faisceaux 20. La répartition des sources 16 le long de la direction 18 peut être uniforme comme représenté sur la figure 2 où la distance séparant deux sources 16 voisine est constante. Il est également possible d’opter pour une répartition non uniforme. Alternativement, dans le cadre de l’invention il est bien entendu possible de mette en œuvre une enceinte à vide par source 16.
[0041] Sur la figure 2, des cathodes froides 24 sont réparties le long de l’axe 18. Les sources 16 peuvent comprendre une anode 26 commune aux différentes sources 16. L’anode 26 porte autant de cibles 28 que de cathodes 24. Chaque cathode 24 émet un faisceau d’électrons 30 en direction de la cible 28 qui lui est associée.
L’interaction entre un faisceau d’électrons 30 et une cible 28 permet de générer un faisceau de rayons ionisant 20. Les différentes sources 16 peuvent être pilotées indépendamment les unes des autres au moyen du pilotage de leur cathode 24 respective.
[0042] Il est bien entendu que l’invention peut également être mise en œuvre avec des sources à cathodes thermoïoniques.
[0043] Le détecteur 14 est configuré pour recevoir les différents faisceaux 20 émis par les sources 16. Le détecteur 14 peut comprendre plusieurs détecteurs élémentaires en barrette. Chaque détecteur élémentaire étant disposé en regard d’un des faisceaux 20. Alternativement, le détecteur 14 est réalisé sous forme d’un détecteur surfacique qui peut être courbe ou sous forme d’un panneau plat s’étendant selon deux axes perpendiculaires 32 et 34. L’axe 32 est parallèle à la direction 18 et l’axe 34 appartient à l’un des plans des faisceaux 20. Un panneau plat est par exemple décrit dans le brevet européen EP 1 378 113 déposé par la société TRIXELL. Ce brevet s’intéresse au raboutage de plusieurs substrats permettant de réaliser un panneau plat de dimensions supérieures que celles des substrats standards. D’autres détecteurs réalisés sous forme de panneaux plats et réalisés par la société TRIXELL ou par d’autres sociétés peuvent également être mis en oeuvre dans le cadre de l’invention.
[0044] L’utilisation d’un panneau plat simplifie la capture des données issues du détecteur 14. En effet, le panneau plat peut être équipé de circuits de lecture et d’un multiplexeur dont la sortie délivre sur une liaison série l’ensemble des données issues du détecteur 14.
[0045] La figure 3 représente en coupe un exemple de détecteur 14 sous forme de panneau plat. Le détecteur 14 permet la détection de rayons ionisants dont la direction est matérialisée par les flèches 36 appartenant aux différents plans des faisceaux 20. Le détecteur 14 comprend un capteur 38, un scintillateur 40 transformant les rayons ionisants en un rayonnement auquel le capteur 38 est sensible, par exemple dans la bande visible, et une fenêtre d’entrée 42 rigide traversée par les rayons ionisants en amont du scintillateur 40. Il est possible de se passer de scintillateur en mettant en oeuvre un capteur directement sensible aux rayons ionisants. Le scintillateur 40 est disposé entre le capteur 38 et la fenêtre d’entrée 42. Le capteur 38 comprend un substrat 44 et des éléments photosensibles 46 disposés sur le substrat 44. Le scintillateur 40 comprend un support 48 et une substance scintillatrice 50 déposée sur le support 48. Alternativement, il est possible de se passer du support 48 et de déposer la substance scintillatrice 50 directement sur le capteur 38. Un joint de scellement 52 étanche fixe la fenêtre d’entrée 42 au substrat 44. Le joint de scellement 52 peut être utilisé pour fixer le scintillateur 40 au capteur 38. Les éléments photosensibles 46 sont organisés en ligne et en colonne. Les lignes s’étendent selon l’axe 32 et les colonnes selon l’axe 34 ou inversement.
[0046] Sur la figure 1b, les différents faisceaux de rayons ionisants 20 sont représentés à distance les uns des autres, parallèles entre eux, chacun dans un plan perpendiculaire à la direction 18. En pratique, afin que l’objet à radiographier soit complètement traversé par les rayons ionisants, les faisceaux 20 sont jointifs, voire se chevauchent légèrement. Plus précisément, le dispositif 10 délimite un volume utile 60, repéré sur la figure 1a, où l’objet peut être radiographié, c'est-à-dire traversé par des rayons ionisants reçus par le détecteur 14. Les faisceaux 20 peuvent s’évaser autour de leur plan médian représenté verticalement sur la figure 1b jusqu’à devenir jointifs, voire se chevaucher dans le volume utile 60. Le long de leur direction 18, les sources 16 sont disposées de façon à irradier l’ensemble du volume utile 60 sans translation, contrairement aux dispositifs de radiologie de type CT-scanner qui nécessitent la translation de l’objet à radiographier par rapport à l’ensemble formé par le générateur X et le détecteur associé pour balayer leur volume utile.
[0047] Le dispositif 10 comprend un support 62 apte à porter l’objet à radiographier. Dans le domaine médical, le support 62 est par exemple une table sur laquelle un patient peut s’allonger. Pour réaliser un examen de tomodensitométrie, l’ensemble formé par le générateur 12 et le détecteur 14 tourne autour du support 62. Le générateur 12 et le détecteur 14 peuvent être reliés par un bras 64 par exemple en forme d’arc de cercle centré sur l’axe 66 de rotation du générateur 12 et du détecteur 14. L’axe de rotation 66 est perpendiculaire aux différents plans des faisceaux 20. Pour effectuer la rotation, le dispositif comprend un actionneur représenté par un mouvement de rotation 68. Lors de la rotation, les faisceaux 20 tournent autour de l’axe 66. En conséquence, le volume utile 60 dans lequel, pour toutes les phases de rotation, les faisceaux 20 produisant une irradiation et atteignant le détecteur 14, est de forme cylindrique autour de l’axe 66. A titre d’exemple, il est possible d’obtenir un volume utile 60 de 10cm le long de l’axe 66 au moyen d’un générateur 12 comprenant une dizaine de sources 16 régulièrement réparties le long de la direction 18 qui est ici rectiligne. Un générateur 12 comprenant dix sources 16 réparties tous les centimètres peut être réalisé, comme représenté sur la figure 2, avec une enceinte à vide 22 commune. En pratique l’invention est avantageusement mise en oeuvre pour un générateur 12 comprenant au moins dix sources 16 afin d’obtenir un volume utile de taille minimum intéressante.
[0048] Pour des raisons de fabrication de l’enceinte à vide commune 22, celle-ci peut ne pas pouvoir dépasser un nombre maximum de sources 16, par exemple dix sources 16. Si l’on souhaite réaliser un dispositif possédant plus de 10 sources, il est possible de réaliser un générateur 12 possédant plusieurs enceintes à vide dont les sources 16 sont disposées dans l’alignement l’une de l’autre selon la direction 18. Il est également possible de décaler légèrement les directions 18 des différentes enceintes à vide tout en les conservant parallèles entre elles.
[0049] L’actionneur peut être un moteur rotatif entraînant le bras 64 autour de l’axe 66. Alternativement, l’actionneur peut générer un mouvement plus complexe réalisé à partir d’une combinaison de translations et de rotations. Ce mouvement peut permettre de modifier la forme ou la position du volume utile. En tomodensitométrie, afin d’assurer une bonne reconstruction, il est important que l’objet à radiographier soit traversé dans toutes les directions par un rayonnement ionisant, afin de respecter la condition de Tuy. Un mouvement complexe de l’actionneur peut permettre de respecter cette condition dans un volume n’ayant pas une section circulaire comme représenté sur les figures 1a et 1b. cela permet de mieux s’adapter à la forme de l’objet à radiographier. Le mouvement est avantageusement contenu dans le plan de la figure 1 b, c’est-à-dire dans un plan perpendiculaire aux plans des faisceaux 20. Pour réaliser un examen de tomodensitométrie, avec un dispositif conforme à l’invention, il n’est pas nécessaire que le mouvement réalisé par l’actionneur comprenne une translation perpendiculaire aux plans des faisceaux 20 comme avec un dispositif de type CT-scanner. Cependant, un mouvement de translation perpendiculaire aux plans des faisceaux 20 peut être utile afin d’allonger le volume utile 60 selon l’axe 66.
[0050] La figure 4 illustre une seconde variante d’un dispositif de radiologie 70 conforme à l’invention permettant d’agrandir le volume utile. On retrouve le détecteur 14, le support 62, le bras 64 et l’actionneur 68. Le dispositif 70 comprend un générateur 72 qui diffère du générateur 12 par la présence de plusieurs séries de sources 16. En pratique, le générateur 12 ne comprend qu’une seule série de sources 16 alignées le long de la direction 18. Les différentes séries du générateur 72 sont chacune alignée le long d’une direction. Dans l’exemple représenté, le générateur 72 comprend trois séries de sources, respectivement alignées selon des directions 74, 76 et 78. Il est bien entendu possible de mettre en oeuvre cette variante pour d’autres nombres de séries. Comme précédemment, les différentes sources 16 du générateur 72 émettent chacune un faisceau 20 essentiellement plat de rayons ionisants, les plans de chacun des faisceaux 20 étant par exemple parallèles entre eux. La figure 4 est représentée en coupe dans un plan perpendiculaire à l’axe 66. La coupe de la zone utile 80 est ici un disque. Les directions 74, 76 et 78 peuvent être parallèles entre elles, et parallèles à l’axe de rotation 66. Dans ce cas, le volume utile 80 s’étend de façon cylindrique autour de l’axe 66. D’autres dispositions des directions 74, 76 et 78 sont également possibles, par exemple parallèles entre elles et non parallèles à l’axe 66 ou encore non parallèles entre elles. Ces alternatives permettent d’adapter la forme de la zone utile 80 au besoin.
[0051] Dans les deux variantes de dispositif 10 et 70 décrites précédemment, l’émission simultanée de toutes les sources 16 peut entraîner des difficultés à discriminer, en sortie du détecteur 14, les photons issus de chaque source 16. Cette discrimination est notamment utile pour limiter les effets de rayonnement diffusé. Ces effets peuvent être limités en plaçant sur le détecteur 14 une grille anti diffusante.
Une alternative, pouvant se combiner avec la présence d’une grille anti diffusante consiste à enchaîner successivement l’émission de plusieurs des sources 16. Le but de cet enchaînement est d’éviter l’émission simultanée de plusieurs sources 16 dont les rayonnements diffusés respectifs peuvent s’additionner entre eux. Autrement dit, il est possible de n’émettre qu’avec une seule des sources 16 à la fois ou bien d’autoriser l’émission simultanée de sources 16 suffisamment éloignées les unes des autres selon le gradient de décroissance du halo créé par le rayonnement diffusé. Lorsque l’on souhaite irradier la totalité du volume utile 60 ou 80, toutes les sources 16 doivent émettre au moins une fois. Il est également possible de réduire la longueur du volume utile le long de l’axe 66, par exemple lorsque l’objet à radiographier est plus petit que le volume utile maximum du dispositif. Cette réduction du volume utile se fait en ne sélectionnant qu’une partie des sources 16, parties situées en regard de l’objet à radiographier.
[0052] Les figures 5a à 5c illustrent cet enchaînement d’émissions simultanées dans laquelle à chaque instant d’émission, l’écart entre deux sources 16, le long de la direction 18, est conservé. Les sources 16 sont groupées en plusieurs sous- ensembles regroupant chacun des sources équiréparties. Les sous-ensembles étant imbriqués les uns dans les autres et le procédé consiste à piloter l’émission simultanée des sources 16 d’un même sous ensemble et à enchaîner successivement l’émission des différents sous-ensembles.
[0053] Plus précisément, le générateur 12 comprend N sources 16 que l’on ordonne selon la direction 18. Le rang d’une source 16 est noté i, i variant donc de 1 à N. La distance le long de la direction 18 séparant deux sources 16 successives i et i+1 est constante pour les N sources 16. Les sources sont réparties en P sous-ensembles comprenant chacun les sources de rang j.(N/P + 1) + i, j variant de 0 à N/P - 1 pour un sous-ensemble et i variant de 1 à P pour chaque sous-ensemble, i et j étant des entiers naturels. Les sous-ensembles émettent à tour de rôle. Il n’est pas obligatoire que N soit divisible par P. Si N n’est pas divisible par P, on prendra dans la formule donnant le rang, la partie entière de N/P et les sources de rangs supérieurs à : Partie entière (N/P). P sont alors réparties dans les sous-ensembles en conservant le même pas entre sources 16.
[0054] Sur les figures 5a à 5c, le rang des sources 16 est précisé. Sur la figure 5a, au premier instant du cycle, les sources de rang 1, 6, 11 et 16 émettent. A l’instant suivant, représenté sur la figure 5b, les sources de rang 2, 7, 12 et 17 émettent. Au dernier instant du cycle, représenté sur la figure 5c, les sources de rang 5, 10, 15 et 20 émettent. Dans cet exemple le cycle d’émission des différents sous-ensembles enchaîne les émissions dans l’ordre du rang de la première source de chaque sous- ensemble. Il est également possible de faire émettre les sous-ensembles dans d’autres ordres, par exemple, en faisant d’abord émettre les sous-ensembles dont la première source possède un rang impair puis les sous-ensembles dont la première source possède un rang pair. Ceci permet de limiter la rémanence dans la lecture opérée par le détecteur 14.
[0055] Les émissions successives réalisées par les différentes sources, que cette émission soit individuelle, une seule source à la fois, ou collective, c'est-à-dire par sous-ensemble, peuvent également être mises en oeuvre avec le dispositif 70. Dans lequel, il est également avantageux de ne pas faire émettre simultanément des sources trop proches les unes des autres. Dans le cas d’émissions par sous- ensembles, chacun d’eux peut comprendre des sources appartenant à une même direction ou à des directions différentes.
[0056] En complément des émissions successives, il est avantageux de synchroniser le détecteur sur celles-ci. Plus précisément, comme indiqué plus haut, le détecteur 14 comprend des éléments photosensibles organisés en matrice de lignes et de colonnes. L’appellation ligne et colonne étant purement conventionnelle, par la suite, on utilisera le terme rangée qui peut s’appliquer soit à une ligne soit à une colonne.
Le détecteur enchaîne une phase d’acquisition suivie d’une phase de lecture de la matrice. La lecture peut se faire rangée par rangée. En orientant le détecteur 14 de façon à ce que l’orientation des rangées de lecture coïncide avec l’orientation des plans des faisceaux 20, il est possible de ne réaliser la lecture que de la ou des rangées les plus proches du plan du faisceau 20 et plus précisément des rangées éclairées par le ou les faisceaux 20 émettant simultanément. Ainsi les rayons ionisants déviés par l’objet à radiographier, formant essentiellement le rayonnement diffusé, peuvent être ignorés lors de la lecture de la matrice. De façon plus générale, on réalise une synchronisation spatiale et temporelle des sources 16 et du détecteur 14.
[0057] En tomodensitométrie, il est nécessaire de faire tourner le générateur 12 ou 72 et le détecteur 14 afin de réaliser une reconstruction 2D ou 3D de l’objet à radiographier. La présence de plusieurs sources 16 émettant des faisceaux parallèles permet de ne réaliser qu’un seul tour, ou qu’une fraction de tour pour obtenir les différentes coupes nécessaires à la reconstruction. A cet effet, on combine l’émission des différentes sources 16 et la rotation de l’actionneur 68. Différents modes de combinaison sont possibles. Il est par exemple possible de faire tourner l’actionneur 68 de façon incrémentale et de faire émettre toutes les sources 16 de façon successives entre chaque incrément de rotation. Il est également possible de réaliser des incréments plus faibles et de réaliser une émission d’une source 16 ou d’un sous-ensemble de sources 16 entre chaque incrément. Il est également possible de faire tourner l’actionneur 68 de façon continue et durant sa rotation réaliser autant de cycles d’émission que nécessaire. En pratique lors d’une rotation continue, il est possible de considérer que lors d’une émission, l’actionneur 68 est quasiment statique. Le déplacement en continu du bras 64 portant le détecteur 14 et le générateur 12 ou 72 permet de limiter les effets de l’inertie mécanique des éléments mobiles. En effet, en cas de mouvement incrémental de l’actionneur, chaque arrêt et chaque démarrage de l’actionneur génère des à-coups dégradant la précision du positionnement du bras 64. Le mouvement en continu de l’actionneur 68 permet de limiter ces à-coups. De préférence, le mouvement continu de l’actionneur 68 se fait de façon uniforme, c'est-à-dire à vitesse constante, ce qui supprime complètement tous les à-coups. De façon intermédiaire, tout en conservant un mouvement continu de l’actionneur 68, il est possible de ralentir son mouvement lors de chaque émission d’une source 16 et de l’accélérer entre deux émissions.
[0058] Il est également possible de mettre en oeuvre un dispositif selon l’invention ne possédant pas d’actionneur. Autrement dit, le générateur 12 ou 72 et le détecteur 14 restent fixes par rapport au support 62. Ce dispositif présente une utilité pour radiographier des objets pouvant générer une forte diffusion par interaction de Compton, par exemple dans le domaine médical pour la réalisation d’une radiologie pulmonaire. Ce type de radiologie est généralement réalisé au moyen d’un générateur émettant un faisceau de rayons X conique. Le générateur est associé à un détecteur plat où le rayonnement diffusé ne peut être discriminé de l’information utile qu’avec une grille anti-diffusante ; grille dont l’efficacité est moyenne et impose une dose de rayons ionisant plus importante au patient. En mettant en oeuvre l’invention, il est possible d’émettre de façon successive par les différentes sources 16. En synchronisant de façon temporelle et spatiale le détecteur 14 et le générateur 12 ou 72, il est possible de d’éviter la détection de rayonnement diffusé. En pratique, un cycle complet d’émission par toutes les sources du dispositif peut être suffisamment rapide pour être considérée comme instantanée et ainsi obtenir une image quasi instantanée de l’objet à radiographier.
[0059] La figure 6 représente à nouveau le dispositif de radiologie 10 pour illustrer les moyens lui permettant de réaliser une image. Le dispositif comprend un calculateur 90 configuré pour réaliser une image 92 en deux dimensions d’un objet à radiographier situé dans le volume utile 60. Chaque source, repérée ici 16-1 à 16-7, émet un faisceau 20 en direction du détecteur 14. Comme décrit plus haut, les émissions des différentes sources 16-1 à 16-7 sont avantageusement réalisées séquentiellement. Chaque faisceau 20 est reçu par une région du détecteur 14, formant une bande de pixels du détecteur 14 disposée en regard de chaque faisceau 20. Les bandes sont repérées 14-1 à 14-7 en référence aux sources 16-1 à 16-7 en regard.
[0060] Le calculateur 90 est configuré pour recueillir des informations issues de chaque bande 14-1 à 14-7. Pour établir une image en deux dimensions 92, le calculateur 90 est configuré pour juxtaposer les informations issues des différentes bandes 14-1 à 14-7 du détecteur 14. Pour réaliser une image en deux dimensions 90, l’actionneur 68 reste inactif. L’ensemble formé par le générateur 12 et le détecteur 14 est immobile par rapport au support 62. La prise d’image est semblable à celle réalisée par un dispositif de radiologie classique en deux dimensions ou par un dispositif de type CBCT sans rotation. Le principal avantage à mettre en oeuvre le dispositif 10 selon l’invention est de réduire les effets du rayonnement diffusé. En effet, chaque bande 14-1 à 14-7 ne détecte que le rayonnement contenu dans le plan du faisceau 20 issu de la source 16-1 à 16-7 correspondante et ignore le rayonnement diffusé hors de ce plan. Plus précisément, une bande 14-i est définie pour recevoir le rayonnement direct issu de la source 16-i correspondante. La bande 14-i est complètement éclairée par le rayonnement direct issu de la source correspondante 16-i. On entend par rayonnement direct, un rayonnement sans rayonnement diffusé. Par conception du dispositif, chacune des bandes est alignée avec le faisceau 20 issu de la source correspondante. De cette façon, les pixels de chaque bande reçoivent essentiellement du rayonnement direct issu de la source correspondante. Seul une part très faible du rayonnement diffusé issu de cette même source et se propageant dans le plan du faisceau atteindra les pixels de cette bande. La plus grande part du rayonnement diffusé se propage hors du plan du faisceau et n’atteint donc pas les pixels de la bande concernée. Comme on le verra plus loin, cette grande part du rayonnement diffusé peut être détectée par d’autres pixels du détecteur situés hors de la bande concernée. Les bandes ont avantageusement une largeur inférieure à la largeur du faisceau au niveau du détecteur afin de limiter au maximum la détection de rayonnement diffusé issu du faisceau considéré et se propageant en s’écartant du plan du faisceau. Comme on l’a vu précédemment, les faisceaux peuvent se chevaucher légèrement. Dans cette situation, il est avantageux de décaler temporellement l’émission de sources immédiatement voisines, par exemple comme illustré à l’aide des figures 5a à 5c. Toujours dans cette situation, les bandes du détecteur peuvent aussi se chevaucher. La synchronisation de la lecture des bandes avec l’émission des sources correspondantes permet de lire chacune à leur tour la totalité des bandes. Mettre en oeuvre des bandes se chevauchant permet d’élargir la largeur de chaque bande et donc de recevoir une amplitude de signal plus importante. Les bandes forment des zones du détecteur allouées temporellement à la lecture du flux de photons issu de chaque source. L’allocation temporelle est synchronisée avec l’émission des sources. Lors de la commande de l’émission par les différentes sources, il convient d’éviter qu’une bande ne puisse recevoir d’autres rayonnements directs que celui provenant de la source qui lui est associée. [0061] Il est possible d’améliorer encore la qualité de l’image. En effet, chaque bande du détecteur 14 reçoit un rayonnement diffusé dans le plan même du faisceau 20 et il est avantageux de corriger la mesure réalisée par le détecteur 14 dans chacune des bandes 14-1 à 14-7 pour réduire la part due au rayonnement diffusé. Dans chacune des bandes 14-1 à 14-7, Il est possible d’estimer cette part à partir de mesures faites hors de la bande considérée. En effet, durant l’émission du faisceau 20 en regard de la bande considérée, seule cette bande reçoit le signal utile issu du faisceau 20 ayant traversé l’objet à radiographier. Hors de cette bande, et hors d’autres bandes en regard de faisceaux 20 activés simultanément, seul un rayonnement diffusé lors de la traversée de l’objet à radiographier atteint le détecteur. Au moyen de mesures réalisées par le détecteur hors de la bande considérée, il est possible d’estimer le rayonnement diffusé présent dans la bande elle-même. La correction de la mesure réalisée dans la bande est alors possible, par soustraction de l’estimation du rayonnement diffusé au rayonnement mesuré.
[0062] La figure 7 illustre plusieurs façons de réaliser l’estimation du rayonnement diffusé présent dans une bande éclairée par un faisceau 20 et référencée 14-i. En première approche, il est possible de considérer que le rayonnement diffusé est constant selon un axe 100 perpendiculaire à la plus grande longueur de la bande 14- i. On choisit un pixel ou un groupe de pixels 100-1 du détecteur 14 situés à l’extérieur de la bande 14-i. On considère que le niveau de rayonnement diffusé à l’intérieur de la bande 14-i est égal au niveau du rayonnement diffusé mesuré au moyen du pixel 100-1 lors de l’irradiation d’un objet à radiographier. Pour tous les pixels situés dans la bande 14-i le long de l’axe 100, on soustrait à la mesure réalisée, la valeur mesurée par le pixel 100-1.
[0063] Il est également possible de choisir deux pixels ou deux groupes de pixels 100-1 et 100-2 situés tous deux à l’extérieur de la bande 14-i. Les pixels 100-1 et 100-2 sont disposés de part et d’autre et à égale distance de la bande 14-i. Il est bien entendu que lors de l’émission du faisceau 20, les pixels 100-1 et 100-2 ne sont pas éclairés par d’autres faisceaux 20. L’estimation du rayonnement diffusé à l’intérieur de la bande 14-i est alors égale à la moyenne des mesures dans chacun des pixels 100-1 et 100-2. Ces mesures sont réalisées pour tous les axes perpendiculaires à la plus grande longueur de la bande 14-i. Tous les pixels de mesures sont disposés sur des axes 102-1 et 102-2 parallèles à la plus grande longueur de la bande 14-i. La variation spatiale du rayonnement diffusé étant généralement lente, il est possible de lisser les mesures faites pour tous les points de type 100-1 d’une part et 100-2 d’autre part le long de leur axe 102-1 et 102-2 respectif.
[0064] Il est possible d’affiner l’estimation du niveau de rayonnement diffusé présent dans la bande 14-i au moyen d’un modèle de décroissance de rayonnement diffusé en s’éloignant de la bande 14-i. La décroissance est fonction de la distance à la bande 14-i le long de l’axe 100. Ce modèle de décroissance peut être défini de façon empirique par des mesures faites à partir d’objets témoins de nature proche d’objets réels que l’on souhaite radiographier. Une fois les mesures nécessaires à établissement du modèle faites, il est possible de les approximer par exemple à l’aide d’une fonction polynomiale ou trigonométrique. A partir d’un modèle retenu, il est possible d’estimer le niveau de rayonnement diffusé à l’intérieur de la bande 14-i en rentrant dans le modèle des mesures faites hors de la bande, mesures réalisées lors de l’irradiation d’un objet à radiographier. Lors d’une radiographie, les mesures faites par les pixels 100-1 et 100-2 sont introduites dans le modèle retenu pour estimer le niveau de rayonnement diffusé à l’intérieur de la bande 14-i, le long de l’axe 100. Comme précédemment, des mesures hors de la bande 14-i sont réalisées sur les axes 102-1 et 102-2 afin de réaliser les corrections pour tous les pixels de la bande considérée. L’utilisation d’un tel modèle permet d’affiner la correction de rayonnement diffusé en individualisant la correction de chacun des pixels de la bande considérée.
[0065] La correction de mesure permettant de limiter les effets de rayonnement diffusé peut être mise en oeuvre dans un système de radiologie ne possédant qu’une seule source 16. Autrement dit, il est avantageux de mettre en oeuvre ce type de correction dans un CT-scanner.
[0066] En complément, le calculateur 90 peut être configuré pour réaliser une image en trois dimensions 94 d’un objet à radiographier situé dans le volume utile 60. Pour réaliser une image en trois dimensions, il est possible de construire des coupes de l’objet dans des plans formés par chacun des faisceaux 20. Ces coupes sont construites à partir d’informations reçues du détecteur en faisant tourner le générateur 12 et le détecteur 14 autour du support 62. L’image en trois dimensions est obtenue à partir des différentes coupes. Pour réaliser ce type de reconstruction, il est possible de mettre en oeuvre des algorithmes habituellement mis en oeuvre dans des dispositifs de type CT-scanner. Le principal avantage à mettre en œuvre le dispositif 10 selon l’invention est alors la réduction de la masse à faire tourner.
[0067] Alternativement, il est possible de construire une image en trois dimensions 94 à partir de plusieurs images en deux dimensions telles que précédemment décrites. Entre chaque image en deux dimensions on fait tourner le générateur 12 et le détecteur 14 autour du support 62 au moyen de l’actionneur 68. La construction de l’image en trois dimensions peut être réalisée en mettant en œuvre un algorithme habituellement mis en œuvre dans des dispositifs de type CBCT. Le principal avantage à mettre en œuvre le dispositif 10 selon l’invention est ici la réduction des effets du rayonnement diffusé dans chaque image en deux dimensions, ce qui améliore la qualité de l’image en trois dimensions 94.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif de radiologie comprenant un générateur (12 ; 72) de rayons ionisants et un détecteur (14) configuré pour détecter les rayons émis par le générateur (12 ; 72), le générateur (12 ; 72) et le détecteur (14) étant en regard l’un par rapport à l’autre, le dispositif (10) délimitant un volume utile (60 ; 80), traversé par les rayons ionisants issus du générateur (12 ; 72) et reçus par le détecteur (14), caractérisé en ce que le générateur (12 ; 72) comprend plusieurs sources (16) réparties le long d’une direction (18 ; 74, 76, 78) et émettant chacune un faisceau (20) de rayons ionisants essentiellement plat et en forme d’éventail en direction du détecteur (14), en ce que les sources (16) sont disposées de façon à irradier l’ensemble du volume utile (60 ;
80) sans translation, en ce qu’il comprend un calculateur (90) configuré pour réaliser une image en deux dimensions (92) d’un objet à radiographier situé dans le volume utile (60) sans mouvement relatif entre le générateur (12) et le détecteur (14), le calculateur (90) étant configuré pour recueillir des informations du détecteur (14) le long de bandes (14-1 à 14-7) du détecteur (14), chaque bande (14-1 à 14-7) étant disposée en regard d’un des faisceaux (20) et pour établir l’image en deux dimensions (92) en juxtaposant les informations issues des différentes bandes (14-1 à 14-7) du détecteur (14).
2. Dispositif selon la revendication 1 , caractérisé en ce que le calculateur (90) est configuré pour réaliser une estimation du rayonnement diffusé dans chacune des bandes (14-1 à 14-7) en fonction de rayonnement mesuré par le détecteur (14) à l’extérieur de la bande concernée (14-i) et pour soustraire l’estimation du rayonnement diffusé aux mesures réalisées par le détecteur (14) dans la bande concernée (14-i).
3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que le calculateur (90) est configuré pour réaliser une estimation du rayonnement diffusé dans chacune des bandes (14-1 à 14-7) en fonction d’un modèle de décroissance de rayonnement diffusé en s’éloignant de la bande concernée (14-i).
4. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il comprend un support (62) apte à porter un objet à radiographier et un actionneur (68) permettant de déplacer un ensemble formé par le générateur (12 ; 72) et le détecteur (14) autour du support (62) et en ce que le calculateur (90) est configuré pour réaliser une image en trois dimensions (94) d’un objet à radiographier situé dans le volume utile (60) à partir de plusieurs images en deux dimensions (92) réalisées en déplaçant entre chaque image en deux dimensions (92) l’ensemble formé par le générateur (12 ; 72) et le détecteur (14) autour du support (62).
5. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le détecteur (14) est formé d’un panneau plat s’étendant selon deux axes perpendiculaires (32, 34), un premier (32) des deux axes étant parallèle à la direction (18) dans laquelle les sources (16) sont réparties, un second (34) des deux axes appartenant à un plan dans lequel un des faisceaux (20) se propage.
6. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce que des plans dans lesquels les faisceaux (20) se propagent sont parallèles entre eux.
7. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce que chaque source (16) comprend une cathode froide (24) émettant un faisceau d’électrons (30) par effet de champ.
8. Dispositif selon la revendication 7, caractérisé en ce qu’au moins plusieurs des sources (16) possèdent une enceinte à vide (22) commune.
9. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le générateur (72) comprend plusieurs séries de sources (16) alignées, chaque série étant alignée le long d’une direction (74, 76, 78) et émettant chacune un faisceau (20) essentiellement plat de rayons ionisants, les plans de chacun des faisceaux (20) étant parallèles entre eux.
10. Dispositif selon la revendication 9, caractérisé en ce que les directions (74, 76,
78) de chacune des séries de sources (16) sont parallèles entre elles.
11. Procédé mettant en oeuvre un dispositif (10 ; 70) selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il consiste à enchaîner successivement l’émission de plusieurs des sources (16).
12 Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce que les sources (16) sont ordonnées le long de leur direction (18 ; 74, 76, 78) et groupées en sous-ensembles regroupant chacun des sources équiréparties, les sous-ensembles étant imbriqués les uns dans les autres et en ce qu’il consiste à piloter l’émission simultanée des sources d’un même sous ensemble et à enchaîner successivement l’émission des différents sous-ensembles.
13. Procédé selon l’une des revendications 11 ou 12, caractérisé en ce qu’il consiste à synchroniser spatialement et temporellement les sources (16) et le détecteur (14).
14. Procédé selon la revendication 13, caractérisé en ce qu’il consiste à synchroniser l’émission de chaque source (16-i) avec une allocation de la bande correspondante (14-i) du détecteur (14).
15. Procédé selon l’une des revendications 11 à 14 mettant en oeuvre un dispositif selon la revendication 4, caractérisé en ce qu’il consiste à combiner l’émission des différentes sources (16) et le mouvement de l’actionneur (68).
16. Procédé selon la revendication 15, caractérisé en ce qu’il consiste à mouvoir l’actionneur (68) de façon continue durant l’émission des différentes sources (16).
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