FR2536871A1 - Agrandisseur radiographique - Google Patents
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Abstract
A.AGRANDISSEUR RADIOGRAPHIQUE; B.CARACTERISE EN CE QU'IL COMPREND UNE ENVELOPPE SOUS VIDE 4; UNE COUCHE PHOTOELECTRIQUE 7; UN SCINTILLATEUR 5; UN DISPOSITIF OPTIQUE TRANSFERANT L'IMAGE EN RAYONS X TRANSFORMEE PAR LE SCINTILLATEUR; DES PREMIERE ET SECONDE BOBINES DE FOCALISATION 11, 12; UN DISPOSITIF DE DEVIATION 14, 15 PERMETTANT DE DEVIER LES ELECTRONS PRODUITS PAR LA COUCHE PHOTOELECTRIQUE; ET UN CIRCUITDE PRODUCTION DE COURANTS DE FOCALISATION 13 PERMETTANT DE DETERMINER LE FACTEUR D'AGRANDISSEMENT DE L'IMAGE EN ENVOYANT AUX BOBINES DE FOCALISATION DES COURANTS DETERMINES; C.L'INVENTION CONCERNE UN AGRANDISSEUR RADIOGRAPHIQUE.
Description
AGRANDISSEUR RADIOGRAPHIQUE
L'invention concerne un agrandisseur radiographique destin6 à astre utilise dans le diagnostic par rayonnement pour obtenir des images visibles agrandies d'organismes observes par radiographie.
L'invention concerne un agrandisseur radiographique destin6 à astre utilise dans le diagnostic par rayonnement pour obtenir des images visibles agrandies d'organismes observes par radiographie.
Il existe un certain nombre de dispositifs de radiographie en rayons X satisfaisant aux besoins des physiciens, c'est-à-dire permettant d'observer des foyers sans détruire les organismes au cours du diagnostic, ces dispositifs étant très largement utilisés à l'heure actuelle.
Les techniques de tomographie par calculateur utilisant un rayonnement pour observer des organismes dans un espace à trois dimensions, sont éga- lement très développées.
Pour effectuer ces observations, les organismes d'un corps humain sont fixés par 10 de formol, découpés en feuilles minces, colores par de I'éosine-hématoxyline, et observés au moyen d'un microscope permettant de voir les organismes agrandis.au niveau de la cellule.
Un microseope optique ne. peut être utilisé que pour des spécimens observables en transparence, de sorte que ces spécimens doivent être decoupés en feuilles très minces.
En d'autres termes, seuls les organismes dont l'épaisseur peut être traversée par de la lumière visible, sont observables sur une image agrandie.
La micro-angiographie peut ainsi être appliquée à des spécimens extraits du corps.
Il est nécessaire de pouvoir observer les images agrandies d'organismes sans détruire ceux-ci, par agrandissement de l'image primaire obtenue par irradiation de- ces organismes contenant dans leurs vaisseaux sanguins des agents de contraste. Les techniques permettant d'observer ces images n'ont pas encore été développées
L'invention a donc pour but de créer un agrandisseur radiographique permettant d'agrandir, avec un facteur d'agrandissement arbitraire, l'image primaire obtenue par radiographie.
L'invention a donc pour but de créer un agrandisseur radiographique permettant d'agrandir, avec un facteur d'agrandissement arbitraire, l'image primaire obtenue par radiographie.
A cet effet l'invention concerne un agrandisseur radiographique caractérisé en ce qu'il comprend une enveloppe cylindrique sous vide, une couche photoélectrique formée sur une première surface de fond de cette enveloppe; une couche de phosphore formée sur une seconde surface de fond placée devant la première surface de fond; un scintillateur permettant de transformer le rayonnement ayant traversé l'image en une image optique correspondante pouvant être transformée en un signal électrique par la couche photoélectrique; un dispositif optique permettant d'appliquer à la couche photoélectrique limage en rayons X transformée par le scintillateur; des première et seconde bobines de focalisation disposées autour de ltenveloppe cylindrique sous vide; des moyens de production d'un champ électrique permettant d'accélérer vers la couche de phosphore les électrons produits par la couche photoélectrique; un dispositif de déviation permettant de dévier les électrons produits par la couche photoélectrique, et un circuit de production de courants de focalisation permettant de déterminer le facteur d'agrandissement de limage formée sur la couche de phosphore en envoyant aux première et seconde bobines de focalisation des courants déterminés en'fonction d'une certaine relation théorique.
Une partie arbitraire de l'image peut être formée sur la couche de phosphore de lea- grandisseur radiographique, avec un facteur d'agrandissement pouvant être modifié suivant la relation théorique prédéterminée.
Les images en rayons X agrandies au moyen de l'agrandisseur radiographique selon l'in- vention peuvent être observées après avoir injecté du baryum (valable pour les organes digestifs) dans les organes internes, ou après avoir injecté un agent de contraste iodé (valable pour les vaisseaux sanguins) dans les vaisseaux sanguins.
L'invention sera décrite en détail au moyen des dessins ci-joints dans lesquels
- la figure 1 est un schéma par blocs représentant une forme due réalisation d'un agrandisseur radiographique selon l'invention;
- la figure 2 est un graphique représentant le facteur d'agrandissement en fonction des courants des première et seconde bobines de focalisation de l'agrandisseur radiographique; et
- la figure 3 est un schéma par blocs représentant un exemple d'installation de diagnostic utilisant l'agrandisseur radiographique selon l'invention.
- la figure 1 est un schéma par blocs représentant une forme due réalisation d'un agrandisseur radiographique selon l'invention;
- la figure 2 est un graphique représentant le facteur d'agrandissement en fonction des courants des première et seconde bobines de focalisation de l'agrandisseur radiographique; et
- la figure 3 est un schéma par blocs représentant un exemple d'installation de diagnostic utilisant l'agrandisseur radiographique selon l'invention.
Une enveloppe de verre constituant le corps principal de l'agrandisseur radiographique 4 présente la forme d'un cylindre de 50 mm de diamètre et 300 mm de longueur. La première surface de fond de l'enveloppe de verre est constituée par une plaque de fibres optiques 6, et un scintillateur 5 est formé sur la première surface de fond. La droite reliant le point d'émission des rayons X d'un tube à rayons X,- au centre de l'ouverture d'une plaque d'écran 2, sera appelée ci-après ligne axiale du tube à rayons X, et les explications relatives à la plaque d'écran seront données ci-après.L'axe du scintillateur 5 councide avec la ligne axiale horizonale, et la surface du scintillateur 5 est perpendicalaire à la ligne axiale.
Une couche photoélectrique à haute sensibilité 7, constituée par une couche mince d'antimoine, de calium, de soude et de césium, et présentant une grande plage 'de sensibilité comprise entre 4000 A et 8 OOO A, est formée du c-ôté intérieur de la première surface de fond.
Les fibres optiques consti- tuant la plaque de fibres optiques 6 sont disposées avec un pas de 4,5 microns. Le scintillateur 5 est constitué par une couche active-de sulfure de plomb dopé à larguent, avec des teneurs de 7,5 mg de Pbs : Ag/ 108 mm de surface active.
La plaque de fibres optiques 6 constituant la première surface de fond forme un dispositif optique destiné à coupler la lumière du scintillateur 5 à la couche photoélectrique 7.
Une électrode de grille 9 placée devant la couche photoélectrique 7, et une électrode cylindrique 10 placée sur l'a paroi intérieure, sont disposées toutes deux à l'intérieur de ltenveloppeO
L'électrode de grille 9 est pla-cée parallèlement à la couche photoélectrique 7 avec un dcart de 5 mm entre les deux. L'élec- trode cylindrique 10 est placée le long de la paroi intérieure cylindrique de ltenveloppe sous vide, et un mince film d'aluminium est formé entre l'électrode de grille 9 et la couche de phosphore 8.Cette couche 8 est en phosphore ZnS e Ag de couleur bleue, avec une longueur bonde crete de 0,46 microns, et se trouve formée sur la paroi intérieure de la seconde surface de fond de ltenveloppe de verre sous vide.
L'électrode de grille 9 est pla-cée parallèlement à la couche photoélectrique 7 avec un dcart de 5 mm entre les deux. L'élec- trode cylindrique 10 est placée le long de la paroi intérieure cylindrique de ltenveloppe sous vide, et un mince film d'aluminium est formé entre l'électrode de grille 9 et la couche de phosphore 8.Cette couche 8 est en phosphore ZnS e Ag de couleur bleue, avec une longueur bonde crete de 0,46 microns, et se trouve formée sur la paroi intérieure de la seconde surface de fond de ltenveloppe de verre sous vide.
Des moyens de production de champ électrique ou d'alimentation d'accélérateur 16 sont utilisés pour porter les électrodes aux potentiels convenables et pour accélérer les électrons émis par la couehe- photoélectrique 7 vers la couche de phosphore 8. La couche photoélectrique est réglée à -7 kV La couche de phosphore 8, l'électrode de grille 9 et l'électrode cylindrique 10 sont mises à la masse
Des première et seconde bobines de focalisation 11 et 12 sont disposées autour de L'enveloppe cylindrique sous vide. La première bobine de focalisation 11 est placée sur 'l'enveloppe sous vide, le long de celle-ci, au voisinage de la couche de phosphore 8 avec un décalage de 20 mm à partir du centre, dans un espace compris entre la couche photoélectrique 7 et la couche de phosphore 8. La seconde bobine de focalisation 12 est placée sur l'enveloppe sous vide, le long de celie-ci, au voisinage de la couche de phosphore 8 avec un déca lage de 150 mm à partir du centre3 dans un espace compris entre la couche photoélectrique 7 et la couche de phosphore 8.
Des première et seconde bobines de focalisation 11 et 12 sont disposées autour de L'enveloppe cylindrique sous vide. La première bobine de focalisation 11 est placée sur 'l'enveloppe sous vide, le long de celle-ci, au voisinage de la couche de phosphore 8 avec un décalage de 20 mm à partir du centre, dans un espace compris entre la couche photoélectrique 7 et la couche de phosphore 8. La seconde bobine de focalisation 12 est placée sur l'enveloppe sous vide, le long de celie-ci, au voisinage de la couche de phosphore 8 avec un déca lage de 150 mm à partir du centre3 dans un espace compris entre la couche photoélectrique 7 et la couche de phosphore 8.
Les deux courants passant dans les première et seconde bobines de focalisation 11 et 12 sont fournis par le circuit 13 de production de courants de focalisation, et déterminent le facteur d'agrandissement de l'image formée sur la couche de phosphore 8. Il est ainsi possible de modifier le facteur d'agrandissement sans déplacer le plan de focalisation.
En faisant passer un courant.
de 400 mA dans la première bobine de focalisation 11 et un courant de 220 mA dans la seconde bobine de focalisation 12, le facteur d'agrandissement de l'image est égal à l'unité. En faisant passer un courant de 1 300 mA dans la première bobine de focalisation 11 et un courant de O mA dans la seconde bobine de focalisation 2, le facteur d'agrandissement de l'image est égal à 6.
En faisant varier les courants passant dans les bobines conformément à la relation théorique indiquée en figure 2, il est possible de faire varier, de façon continue, le facteur d'agrandissement dans la plage comprise entre l'unité et 6. D'autre part, deux paires de bobines de déviation 14 sont disposées autour de l'enveloppe cylindrique sous vide de manière à provoquer la déviation des électrons. En faisant passer un courant de O à 500 mA dans chacune des deux paires de bobines de déviation 14, on peut faire tomber sur le point voulu de la couche de phosphore 8 les photoélectrons émis par un point arbitraire de la couche photoélectrique 7.
La source de courant de déviation 15 alimente en courants convenables les deux bobines de focalisation 11 et 12, et les deux paires de bobines de déviation 14. il est-décrit ci-après 'à l'aide de la figure. 3 une installation de diagnostic utilisant l'agrandisseur radiographique selon l'invention.
Il est utilisé, comme source de faisceau de rayonnement, une -source de rayons X ponctuelle 1. Il est préfdrable que les rayons X soient émis à partir d'un point dans un espace de structure géométrique. Il n'est pas possible, en pratique, de réaliser ces type de source ponctuelle, de sorte qu'il est, en fait, utiLisé commé source de rayons X ponctuelle 1 une source de faisceau de rayonnement 1 présentant un diamètre de faisceau de 50 à 60 microns. Dans les types de tubes à rayons
X disponibles sur le marché, les rayons X sont produits par collision sur une anode réfléchissante', dtun faisceau d'électrons passant à travers une ouverture de faible section (petit. point).
X disponibles sur le marché, les rayons X sont produits par collision sur une anode réfléchissante', dtun faisceau d'électrons passant à travers une ouverture de faible section (petit. point).
Il est possible d!utiliser un tube à rayons X de type normal pour obtenir le faisceau ci-dessus, å condition de ntutiliser que la composante de faisceau parallèle centrale du faisceau divergent de rayons X. Un tube à rayons
X de grande puissance donne un faisceau à grande densité d'énergie de sorte qu'on peut n'utiliser que la composante effective de rayons X passant à travers un très petit collimateur. Il est à remarquer qu'une petite lentille de collimation est très avantageuse pour limiter 11 exposition du corps humain au danger des. rayons X-.
X de grande puissance donne un faisceau à grande densité d'énergie de sorte qu'on peut n'utiliser que la composante effective de rayons X passant à travers un très petit collimateur. Il est à remarquer qu'une petite lentille de collimation est très avantageuse pour limiter 11 exposition du corps humain au danger des. rayons X-.
Un dispositif classique dtob.- servation d'organismes peut être utilisé, permettant d'observer un objet avec un facteur d'agrandissement élevé, pour ne regarder seulement qu'une petite
2 partie, c'est-à-dire de l'ordre de 2 mm , de l'objet servant de spécimen. Le but de l'invention peut être atteint en projetant sur le scintillateur, au moyen d'un faisceau mince, un signal d'image en deux dimensions contenant un maximum d'informatisons.
2 partie, c'est-à-dire de l'ordre de 2 mm , de l'objet servant de spécimen. Le but de l'invention peut être atteint en projetant sur le scintillateur, au moyen d'un faisceau mince, un signal d'image en deux dimensions contenant un maximum d'informatisons.
Dans la présente forme de réalisation de l'invention, le tube 1, à source ponctuelle de rayons X, émet des rayons X lorsque le faisceau d'électrons est accéléré par un courant de 50 mA sous 60 kV, avec une section de 50 microns de diamètre, de manière à venir frapper la cible de tungstène.
Une ouverture 'circulaire est percée au centre de la plaque d'écran en plomb 2. Cette ouverture percée dans la plaque d'écran 2 présente un diamètre d'environ 10 mm et est située à 150 mm de la cible du tube à rayons X. L'objet 3 est irradié par les rayons X émis par le tùbe 1 et passant à travers l'ouverture. L'angle dirra- dilation des rayons X est' d'environ quatre degrés pour permettre l'observation.
Il est ainsi formé sur le scintillateur 5 une image en transmission de l'objet 3, en réglant la surface active de ce scintillateur 5 monté dans l'agrandisseur radiographique 4, de façonqu'elle soit perpendiculaire'à la ligne axiale, et en alignant également le centre de la surface active du scintillateur 5 sur la ligne axiale.
Une lentille de relais 20 est utilisée pour former une image sur la seconde couche photoélectrique de la caméra de télévision 17, en projetant sur cette seconde couche photoélectrique une image obtenue à partir de la couche de phosphore 8 de l'agrandisseur radiographique 4.
Comme caméra de télévision 7 est utilisée un tube vidicon de formation d'image équipé d'une cible d'intensification d'image au silicium (CIS) Le tube vidicon muni desa cible d'intensification d'image au silicium (CIS) permet d'obtenir une image d'intensité lumineuse réduite à partir de la couche de phosphore 8 lorsque l'objet est irradié par des rayons X à faible énergie.
Une plaque de micro-passages a été utilisée dans l'agrandisseur radiographique 4 au cours d'une autre expérience effectuée par les auteurs de l'invention. Il stest avéré, -dans ce cas, qu'il est possible effectivement d'utiliser très efficacement un tube de formation d'images généralement utilisé pour une grande variété d'applications.
La source de courants de déviation 18 de la caméra de télévision 17 peut fournir un courant de balayage en dents de scie standard, et un autre courant de balayage de faible amplitude, au tube de formation d'image de la caméra de télévision 17. Ceci permet de balayer la totalité ou une partie seulement de la surface de la seconde couche photoélectrique.
Un écran de télévision 19 est utilisé pour reproduire le signal vidéo émis par la caméra de télévision 17.
Il est décrit ci-après un exemple de fonctionnement de l'installation de diagnostic mentionnée ci-dessus.
L'opérateur doit tout d'abord placer les interrupteurs d'alimentation de tous les dispositifs de façon que ceux-ci soient prêts à fonctionner, puis placer ensuite l'objet 3 dans la position voulue
Comme indiqué par le point
P de la figure 2, il est préférable que le circuit de production de courants de focalisation 3 fournisse respectivement des courants de 400 mA et 220 mA aux première et seconde bobines de focali- sation 11 et 12, pour régler le facteur d'agrandisse ment à la valeur unité Le faisceau d'électrons situé au centre de la couche photoélectrique 7 doit venir frapper le centre de la couche de phosphore 8 lorsqu'aucun courant n'est envoyé par la source de courants de déviation 5 dans les bobines de déviation 14.
Comme indiqué par le point
P de la figure 2, il est préférable que le circuit de production de courants de focalisation 3 fournisse respectivement des courants de 400 mA et 220 mA aux première et seconde bobines de focali- sation 11 et 12, pour régler le facteur d'agrandisse ment à la valeur unité Le faisceau d'électrons situé au centre de la couche photoélectrique 7 doit venir frapper le centre de la couche de phosphore 8 lorsqu'aucun courant n'est envoyé par la source de courants de déviation 5 dans les bobines de déviation 14.
Un courant de déviation verticale en dents de scie de 500 mA d'amplitude, et un courant de déviation horizontale en dents de scie de 800 mA d'amplitude, sont respectivement envoyés par la source 18 aux bobines de déviation de la caméra de télévision 17, de manière à balayer la totalité de la surface de la seconde couche photoélectrique du tube de formation d'image Les rayons
X issus du tube à rayons X à source ponctuelle 1 sont projetés sur l'objet 3. On peut alors faire apparaitre la totalité de l'image de l'objet 3 sur l'écran de télévision 19. L'observation de la totalité de la surface de l'objet apparaissant sur l'écran de télévision 19 permet de trouver le point à observer.Par un réglage convenable des courants de déviation de la source 18 dans les bobines de déviation du tube de formation d'image, le point à observer peut être amené au centre de l'écran de télévision 19.
X issus du tube à rayons X à source ponctuelle 1 sont projetés sur l'objet 3. On peut alors faire apparaitre la totalité de l'image de l'objet 3 sur l'écran de télévision 19. L'observation de la totalité de la surface de l'objet apparaissant sur l'écran de télévision 19 permet de trouver le point à observer.Par un réglage convenable des courants de déviation de la source 18 dans les bobines de déviation du tube de formation d'image, le point à observer peut être amené au centre de l'écran de télévision 19.
Enfaisant varier les courants d'alimentation des première et seconde bobines de focalisation 11 et 12, de manière à venir au point
S de la courbe de la figure- 2, il est possible d'augmenter progressivement le facteur d'agrandissement de l'image sur la couche de phosphore 8
Cela permet dtagrand-ir ùne image arbitraire sur l'écran de télévision 19.Pour les images de plus grande taille, la source de courants de déviation 15 de la caméra de télévision 17 fournit un ensemble de courants de balayage en dents de scie standard aux bobines de déviation de la caméra de télévision 17, tout en réduisant l'amplitude effective de ces dents de scie par limitation de la duré-e de balayage à 1/5 de sa valeur pour les deux dents de sciez
Cela permet d'agrandir l'image de l'écran de téléffl vision 19 dans le rapport de 6 x 5 (=30) fèis par rapport à limage en rayons X formée sur le scin tillateur .5.
S de la courbe de la figure- 2, il est possible d'augmenter progressivement le facteur d'agrandissement de l'image sur la couche de phosphore 8
Cela permet dtagrand-ir ùne image arbitraire sur l'écran de télévision 19.Pour les images de plus grande taille, la source de courants de déviation 15 de la caméra de télévision 17 fournit un ensemble de courants de balayage en dents de scie standard aux bobines de déviation de la caméra de télévision 17, tout en réduisant l'amplitude effective de ces dents de scie par limitation de la duré-e de balayage à 1/5 de sa valeur pour les deux dents de sciez
Cela permet d'agrandir l'image de l'écran de téléffl vision 19 dans le rapport de 6 x 5 (=30) fèis par rapport à limage en rayons X formée sur le scin tillateur .5.
L'amplificateur radiographique selon l'invention permet, grâce à la caméra de télés vision, de faire apparaitre sur un écran de télé- vision une image visible obtenue à partir des électrons émis par le scintillateur sur la couche de phosphore. On peut faire varier l'amplitude de cette image en faisant varier les amplitudes relatives des courants d'alimentation des première et seconde bobines de focalisation, suivant une loi théorique déterminée.
La résolution de la couche photoélectrique es-t excellente et l'image du scintillateur peut en fait tre agrandie sans perte de résolution.
L'amplificateur radiographique utilise des moyens de déviation permettant de faire apparaitre sur écran de télévision l'image d'une partie arbitraire de la couche de phosphore.
Il est ainsi possible de réaliser une installation de diagnostic par combinaison de l'agrandisseur radiographique, de la source de rayonnement, de la caméra de télévision et de ltécran de télévision.
Claims (3)
1- Agrandisseur radiographique caractérisé en ce qu'il comprend une enveloppe cylindrique sous vide (4), une couche photoélectrir que (7) formée sur une première surface de fond de cette enveloppe, une couche de phosphore (8) formée sur une seconde surface. de fond placée devant la première surface de fond; un scintillateur (5) permettant de transformer le rayonnement ayant traversé l'image en une image optique correspondante pouvant être transformée en un signal électrique par la couche photoélectrique, un dispositif optique permettant d'appliquer à la couche photoélectrique l'image en rayons X transformée par le scintillateur; des première et seconde bobines de focalisation (11, i2) disposées autour de l'enveloppe cylindrique sous vide; des moyens de production d > un champ électrique (16) permettant d'accélérer vers la couche de phosphore les électrons produits-par la couche photoélectrique; un dispositif de déviation (14, 15) permettant de dévier les électrons produits par la couche photoélectrique; et un circuit de production de courants de focalisation (13) permettant de déterminer le facteur d'agrandissement de ltimage formée sur la couche de phosphore en envoyant aux première et seconde bobines de focalisation des courants déterminés en fonction d'une certaine relation théorique.
2- Agrandisseur radiographique selon la revendication 1, caractérisé en ce que le dispositif optique est constitué par une plaque de fibres de verre (6).
3- Agrandisseur radiographique selon l'une quelconque. des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que le dispositif de déviation est constitué par un ensemble de deux bobines de déviation électromagnétique (14) apairées disposées autour de ltenveloppe cylindrique sous vide.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57209127A JPS59101134A (ja) | 1982-11-29 | 1982-11-29 | 放射線像拡大装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2536871A1 true FR2536871A1 (fr) | 1984-06-01 |
Family
ID=16567726
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FR8318518A Withdrawn FR2536871A1 (fr) | 1982-11-29 | 1983-11-21 | Agrandisseur radiographique |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59101134A (fr) |
| DE (1) | DE3341519A1 (fr) |
| FR (1) | FR2536871A1 (fr) |
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- 1983-11-17 DE DE19833341519 patent/DE3341519A1/de not_active Ceased
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Also Published As
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| JPH0234511B2 (fr) | 1990-08-03 |
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