FR2803394A1

FR2803394A1 - Systeme de detection d'image radiologique pour generateur de rayons x a balayage

Info

Publication number: FR2803394A1
Application number: FR9916778A
Authority: FR
Inventors: Groot Paul De
Original assignee: Thomson Tubes Electroniques
Current assignee: Thales Electron Devices SA
Priority date: 1999-12-30
Filing date: 1999-12-30
Publication date: 2001-07-06
Anticipated expiration: 2019-12-30
Also published as: DE60010521T2; EP1250705A1; US7082187B2; FR2803394B1; US6934360B2; US20020172327A1; EP1250705B1; US20050201518A1; WO2001050481A1; DE60010521D1

Abstract

Il s'agit d'un système de détection d'image radiologique apte à coopérer avec un générateur de rayons X (10) à balayage destiné à produire un rayonnement X (1) balayant une surface à imager (2). Le rayonnement X balayant (1) irradie portion (2') après portion la surface à imager (2). Le rayonnement X issu d'une portion (2') est porteur d'une image radiologique de ladite portion. Le système de détection comporte un capteur d'image (22, 52) qui est stationnaire vis à vis du balayage et qui est dimensionné pour pouvoir acquérir une image de toute la surface à imager (2) via le rayonnement X issu des portions (2'). Il comporte de plus des moyens (24, 240) pour limiter, à un instant donné, l'acquisition du capteur d'image (22, 52) à celle de l'image de la portion irradiée (2') à cet instant, ces moyens de limitation étant en synchronisme avec le balayage et en correspondance géométrique avec la portion irradiée (2').

Description

SYSTEME DE DETECTION D'IMAGE RADIOLOGIQUE POUR GENERATEUR DE RAYONS XA BALAYAGE La présente invention est relativeà un système de detection d'image radiologique pour générateur de rayons Xà balayage apteà fonctionnerà cadence élevée.

Les systèmes d'imagerieà rayons X regroupant un systeme de detection d'image radiologique associéà un générateur de rayons X sont utilisés dans le domaine médical ou dans le domaine du contrôle non destructif. Dans ces types d'application, on chercheà obtenir des images de tres bonne qualité et notamment bien contrastées, Un système d'imagerieà rayons X classique utilisé dans le domaine médical comporte généralement un générateur de rayons X delivrant un rayonnement X auquel est exposé un patient età l'opposé du générateur de rayons X, un système de détection qui détecte le rayonnement X ayant traversé le patient et qui est alors porteur d'une image radiologique. Le générateur de rayons X et le patient sont positionnés l'un par rapportà l'autre de manière que le champ d'irradiation du rayonnement X couvreà un instant donné toute la surfaceà imager du patient. Le système de détection stationnaire détecte alors simultanément l'image radiologique de toute la surfaceà imager.

Or une partie importante des rayons X qui traverse le patient est diffusée, c'est-à-dire qu'elle est déviée de sa trajectoire rectiligne initiale. Les rayons déviés ou diffusés sont quand même détectés par le système de détection et l'image détectée est détériorée par rapportà celle qui serait fournie uniquement par les rayons X utiles, c'est-à-dire ceux qui n'ont pas été déviés. Cette détérioration se traduit par une dégradation du contraste, Pour s'affranchir des rayons X diffusés, on place généralement une grille anti-diffusante entre le patient et le système de détection. Cette grille absorbe une grande partie des rayons X diffusés mais absorbe aussi partie des rayons X utiles, et nécessite en conséquence une dose patient plus élevée. Cette grille est actuellement la seule solution pour eliminer le diffusé dans les systèmes de détectionà tube intensificateur d'image radiologique qui sont actuellement les plus utilisés pour faire de l'imagerie radiologique en temps réel. Une autre solution pour s'affranchir des rayons X diffusés sans augmenter la dose de rayons X consisteà utiliser un générateur de rayons X à balayage irradie la surfaceà imager de manière progressive, la zone irradiée instantanée n'étant qu'une portion de la surfaceà imager.

Dans ce cas, le générateur de rayons X est associé un système de détection mobile qui est synchronisé avec le mouvement de balayage du rayonnement et en correspondance géométrique avec la zone irradiée instantanée. Le système de détection est généralement formé d'éléments capteursà l'état solide recouverts d'un matériau scintillateur et arrangés en barrette, les dimensions de cette barrette sont telles qu'elle ne reçoit l'image de la zone irradiée instantanée. Elle ne détecte donc pas les rayons X diffusés sont déviés mais que des rayons X ayant traversé directement le patient.

mise en oeuvre de tels systèmes de détection nécessite dispositifs mécaniques compliqués.

dimensions de la barrette sont conditionnées par celles de zone irradiée instantanée.Il n'est donc pas possible, sans changer de barrette, de vouloir optimiser le compromis entre les dimensions de la zone irradiée et le débit de rayons X.

Il n'est pas aisé de déplacer la barrette d'éléments capteursà l'état solide au rythme du rayonnement X balayant, surtout si la vitesse de balayage requise est élevée, comme dans les examens de fluoroscopie dans lesquels plusieurs dizaines d'images par secondes doivent être réalisées.

La mécanique de précision utilisée pour mouvoir le système de détection represente un poste important dans le coût de tels systèmes détection.

La présente invention tout en continuantà éliminer le diffusé images radiologiques, viseà s'affranchir des problèmes sus mentionnes, notamment lies aux dosesà administrer au patient, au mouvement mécanique du capteur d'image et permet d'atteindre des vitesses balayage compatibles avec celles requises en mode fluoroscopie, Poury parvenir la présente invention est un système de détection d'image radiologique apteà coopérer avec un générateur de rayons Xà balayage destinéà produire un rayonnement X balayant une surfaceà imager, ce rayonnement X balayant irradiant portion après portion la surface à imager, le rayonnement X issu d'une portion étant porteur d'une image radiologique de ladite portion.Il comporte un capteur d'image qui est stationnaire* à vis du balayage et qui est dimensionné pour pouvoir acquérir une image de toute la surfaceà imager via le rayonnement X issu des poffions, système de détection comportant de plus des moyens pour limiter,à un instant donné, l'acquisition du capteur d'imageà celle de l'image de la portion irradiéeà cet instant, ces moyens de limitation étant en synchronisme avec le balayage et en correspondance géométrique avec portion irradiée, Dans une première configuration, les moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image peuvent être des moyens d'occultation partielle capteur d'image visà vis de la surfaceà imager, externes au capteur d'image.

Le capteur d'image peut être un capteur d'image lumineuse coopérer avec des moyens pour convertir le rayonnement X issu des portions en image lumineuse.

Dans un autre mode de réalisation, le capteur d'image peut être un capteur d'image électronique et coopérer avec des moyens pour convertir le rayonnement X issu des portions en image électronique.

Les moyens pour limiter l'acquisition peuvent comporte au mains partie qui laisse passer l'image lumineuse de la portion irradiée, le reste étant opaque, les dimensions de la partie étant en correspondance géométrique avec celles de la portion irradiée.

Dans une variante les moyens pour limiter l'acquisition peuvent comporter au moins une partie qui laisse passer l'image radiologique la portion irradiee, le reste étant opaque, les dimensions de la partie étant en correspondance géométrique avec celles de la portion irradiée.

Les moyens pour limiter l'acquisition peuvent être réalisés par un obturateurà cristaux liquides en réseau, fixe par rapport au capteur d'image lumineuse.

On peut aussi envisager que les moyens pour limiter l'acquisition soient des moyens mécaniques mobiles par rapport au capteur d'image et notamment mobiles en rotation ou en translation.

Dans une configuration avantageuse, les moyens pour limiter l'acquisition capteur d'image peuvent être intégrés au capteur d'image. Le capteur d'image peut être de type état solide et notamment de type CCD, de type CMOS, à diodes photosensibles,à éléments capacitifs.

Le capteur d'image peut être un capteur d'image lumineuse forme d'une pluralite de pixels photosensiblesà l'état solide, les moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image peuvent commander juste avant qu'une portion ne soit irradiée, un effacement des pixels du capteur correspondantsà l'image lumineuse de ladite portion irradiée, et une lecture desdits pixels juste après l'irradiation de la dite portion.

Le capteur d'image peut être un capteur d'image électronique forme d'une pluralite d'éléments capacitifs et les moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image peuvent commander juste avant qu'une portion ne soit irradiée, une miseà zéro des éléments capacitifs correspondantà l'image électronique ladite portion irradiée et une lecture des charges stockées dans lesdits éléments capacitifs juste après l'irradiation de la dite portion.

Il est aussi possible que le capteur d'image lumineuse soit de type film photographique ou film cinématographique.

Les moyens pour convertir le rayonnement X en image lumineuse peuvent être de type intensificateur d'image radiologique ou scintillateur tandis que les moyens pour convertir le rayonnement X en image électronique peuvent être réalisésà base de sélénium.

Le système de détection peut comporter des moyens de traitement de l'image captée par le capteur d'image de manièreà reconstruire une image complète de l'image radiologique de la surfaceà imager à partir des images des zones irradiées.

D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtrontà la lecture de la description qui suit illustrée par les figures annexées qui représentent: - la figure1 une coupe d'un exemple de système de détection d'image selon l'invention associéà un générateur de rayons Xà balayage, dans lequel les moyens de limitation de l'acquisition du capteur d'image sont des moyens d'occultation partielle mécaniques -, - la figure 2 une vue de face des moyens limitant l'acquisition du capteur d'image utilisés dans le système de détection d'image de la figure1 ; - la figure3 une coupe d'un second exemple de système de détection d'image selon l'invention associéà un générateur de rayons Xà balayage, dans lequel les moyens de limitation de l'acquisition du capteur d'image sont moyens d'occultation partielle mécaniques; - la figure 4 une vue de face des moyens limitant l'acquisitiondu capteur d'image utilisés dans le système de détection d'image de la figure3 ; - la figure5 une coupe d'un troisième exemple de système de detection d'image selon l'invention associéà un générateur de rayons Xà balayage, dans lequel les moyens de limitation de l'acquisition du capteur d'image sont des moyens d'occultation partielle mécaniques; - la figure6 une coupe d'un quatrième exemple de système de detection d'image selon l'invention associéà un générateur de rayons Xà balayage, dans lequel les moyens de limitation de l'acquisition du capteur d'image sont des moyens d'occultation partielle électroniques et externes au capteur d'image; - la figure7 une vue de face des moyens d'occultation partielle utilisés dans le système de détection d'image de la figure6 ; - les figures 8a,8b, en coupe, deux nouveaux exemples de système de détection d'image selon l'invention dans lesquels les moyens limitant l'acquisition du capteur d'image sont intégrés au capteur d'image; - les figures 9a,9b, 9c trois vues de face du capteur d'image de la figure 8a,à des instants différents, permettant de comprendre le .fonctionnement des moyens limitant son acquisition - la figure10, en coupe partielle un capteur d'image électronique pouvant être intégré dans un système de détection d'image selon l'invention. Sur ces figures les mêmes éléments portent la même réference et les échelles ne sont pas respectées dans un souci de clarté.

La figure1 représente un système de détection d'image 20 conforme à l'invention. Ce système de détection d'image est utilisé dans un equipement d'imagerie médicale comportant un générateur10 rayons Xà balayage qui délivre un rayonnement X1 balayant une surfaceà imager 2 patient3 à examiner.A un instant donné, le rayonnement1 n'irradie une portion 2' de la surfaceà imager 2.A l'issu d'un balayage complet, toute la surfaceà imager 2 a été irradiée portion par portion. générateur de rayons Xà balayage peut êtreà balayage de fente, c'està dire avec une fente qui se déplace devant une source de rayons X ou êtreà fente fixe comme décrit par exemple dans la demande de brevet française déposée sous le numéro99 08320.

De l'autre côte du patient3, c'està direà l'opposé du générateur 10 de rayons Xà balayage se trouve le système de détection 20 selon l'invention.Il détecte le rayonnement X1 ayant traversé le patient, ce rayonnement étant porteur d'une image radiologique.

Selon une caractéristique de l'invention, le système de détection 20 d'image comporte un capteur d'image 22 destinéà acquérir via le rayonnement issu des portions, une image de la surfaceà imager. Ce capteur d'image 22 est stationnaire visà vis du balayage et possède des dimensions lui permettant d'acquérir une image de toute la surfaceà imager 2Il n'est pas comme dans l'art antérieur mis en mouvement et limité en dimensionsà celles de la portion irradiée. En supprimant moyens pour mettre en mouvement le capteur puisqu'il est stationnaire, s'affranchit notamment des problèmes mécaniques rencontrés dans l'art antérieur avec capteur déplaçable au rythme du rayonnement balayant.

Le système de détection d'image 20 comporte également des moyens 24 pour limiterà un instant donné, l'acquisition du capteur d'image 22à celle de l'image la portion 2' irradiéeà cet instant, ces moyens étant en synchronisme avec le balayage et en correspondance géométrique avec la portion irradiée 2'. Une liaison en pointillés illustre le synchronisme entre le rayonnement1 balayant et les moyens 24 limitant l'acquisition du capteur d'image 22.

Dans l'exemple décrit, le capteur d'image 22 est un capteur d'image lumineuse et il coopère avec des moyens 21 pour convertir le rayonnement X porteur de l'image radiologique en une image lumineuse reçue par le capteur d'image 22 lumineuse.

On pourrait envisager d'utiliser un capteur d'image électroniqueà la place du capteur d'image lumineuse comme le montre la figure10 décrite ultérieurement. Ce capteur est destinéà capter des charges électroniques et il coopère avec des moyens pour convertir le rayonnement X porteur de l'image radiologique en une image électronique.

Dans l'exemple décrità la figure1, le système de détection 20 comporte en tant que moyens de conversion un tube intensificateur d'image radiologique 21 connu sous le sigle IIR, suivi du capteur d'image 22 lumineuse.

Les moyens 24 limitant l'acquisition du capteur d'image 22 lumineuse sont des moyens mécaniques d'occultation partielle du capteur d'image 22 lumineuse. Ces moyens 24 d'occultation partielle sont externes au capteur d'image 22 lumineuse, ils masquent partiellement le capteur d'image 22 de manièreà ce qu'il ne capte,à un instant donné, que l'image lumineuse de la portion irradiée 2' par le rayonnement X1 balayant.

On va voir maintenant plus en détails le système de détection d'image selon l'invention dans sa réalisation de la figure1.

Le tube IIR 21 comporte de manière classique enceinte 200 etanche au vide ferméeà une extrémité par une fenêtre d'entrée 201 par laquelle pénètre le rayonnement X balayant1 ayant traverse patient3.

Le rayonnement X balayant1 rencontre ensuite écran d'entrée dont la fonction est de traduire l'intensité du rayonnement X en une quantité d'électrons. Cet écran d'entrée 202 est dimensionne de manièreà pouvoir être frappé par le rayonnement X1 quel que soit le lieu d'impact sur fenêtre d'entrée 201. L'écran d'entrée 202 comprend généralement un scintillateur203 associéà une photocathode 204. Le scintillateur203 convertit le rayonnement X1 balayant en photons visibles qui sont eux- mêmes convertis en électrons par la photocathode 204.

Un jeu d'électrodes205 accélère les électrons et focalise sur un écran de sortie cathodoluminescent 206. L'écran de sortie206 luminescent est disposéà proximité d'une fenêtre de sortie207 situéeà l'opposé de la fenêtre d'entrée 201. L'impact des électrons sur l'écran luminescent206 permet de reconstituer l'image lumineuse qui s'est formée sur la photocathode 204. Cette image lumineuse traduità un instant donné l'image radiologique de la portion irradiée 2'.

Cette image lumineuse comporte les défauts évoqués plus haut avec uniquement le rayonnement X balayant, des rayons X diffusés percutent la photocathode 204 et leur effet est visible sur l'écran de sortie L'image affichée par l'écran de sortie206 est alors transmise vers le capteur d'image 22 lumineuse. Ce capteur d'image 22 lumineuse est généralement un capteur de type CCD (pour Charge-Coupled Device en langue anglaise ou dispositifà couplage de charges) inclus dans une camera vidéo 220, un film cinématographique placé dans une caméra cinématographique ou un film photographique inclus dans un appareil photographique. Le capteur CCD peut être remplacé avantageusement un capteur de type CMOS.

transmission de l'image lumineuse affichée par l'écran de sortie206 vers le capteur d'image 22 lumineuse se fait généralement l'intermédiaire d'un dispositif optique de couplage209, disposéà l'extérieur du tube IIR et centré sur un axe XX longitudinal du tube IIR, axe autour duquel est également centré l'écran de sortie206. Ce dispositif optique couplage209 peut comporter lentilles, fibres optiques....

Selon une caractéristique de l'invention, le capteur d'image 22 lumineuse est dimensionné pour recevoir en totalité l'image de la surfaceà imager 2, comme c'est le cas dans les systèmes de détection d'image classiquesà faisceau de rayons X stationnaire.

est associéà des moyens d'occultation 24 partielle synchronisés avec le mouvement de balayage du rayonnement X1 balayant et en correspondance géométrique avec la portion 2' irradiée de la surfaceà imager. étant masqué partiellement, le capteur d'image 22 lumineuse ne peut capter que l'image lumineuse de la portion irradiée 2' par le rayonnement X1 balayant. Ces moyens d'occultation 24 empêchent que le capteur d'image 22 lumineuse ne capte la trace de rayons X diffusés dans le patient3.

Le système de détection d'image 20 peut comporter un dispositif d'acquisition et de traitement de signaux23 qui traite et stocke des signaux relatifsà l'image que lui délivre le capteur d'image 22 lumineuse. Après traitement approprié, ces signaux peuvent être observés sur un dispositif de visualisation25.

Dans l'exemple de la figure1, le capteur d'image 22 lumineuse est stationnaire* à vis du balayage tandis que les moyens d'occultation partielle sont mobiles et plus particulièrement rotatifs par rapport au capteur d'image 22 lumineuse. Ils sont placés entre J'écran de sortie206 et le capteur d'image 22 lumineuse.

prennent la forme d'un disque 240 opaqueà la lumière provenant l'écran de sortie206, et doté d'au moins une fenêtre 241 laissant passer la lumière. Cette fenêtre 241 peut être tout simplement une ouverture dans le disque qui laisse passer l'image lumineuse de la portion irradiée Le disque 240 est entraîné en rotation de manière que sa fenêtre 241 se déplace en synchronisme avec le rayonnement1 balayant la surface imager 2. Lorsque le rayonnement X1 balayant a excursionné totalement la surfaceà imager 2, la fenêtre 241 a excursionné le capteur d'image lumineuse et ce dernierà capté la totalité de l'image radiologique de la surfaceà imager 2 convertie en im age lumineuse,à partir d'une pluralité d'images lumineuses correspondant aux différentes portions irradiées 2' pendant balayage. La vitesse de rotation du disque 240 synchronisée avec celle du faisceau de rayons X balayant1.

On suppose que le balayage du rayonnement X1 balayant s'effectue sur la surfaceà imager 2 de haut en bas comme le montre la figure1. Le rayonnement X balayant1 émerge d'une fente 4 dont la longueur, perpendiculaireà la direction du balayage, correspondà la dimension de la surfaceà imager 2 située également perpendiculairementà la direction de balayage,à un coefficient d'agrandissement près. Ce facteur est fonction de la distance séparant le patient3 du générateur de rayons X 10. La largeur de la fente 4 située dans le sens du balayage est très petite devant l'autre dimension de la surfaceà imager 2 située également dans le sens du balayage. La fente 4 peut-être animée d'un mouvement de va-et- vient en translation, mais on peut envisager, pour s'affranchir de ce mouvement de va-et-vient qui est toujours difficileà réaliserà grande vitesse, d'utiliser un disque animé d'un mouvement de rotation et doté d'une ou plusieurs fentes. Dans cas le balayage est unidirectionnel.

Les dimensions de la portion irradiée 2'à un instant donné sont calquées sur celles de la fente 4 au coefficient d'agrandissement près.

Sur l'exemple de la figure1, les fenêtres 241 sont des fentes radiales dont les dimensions sont calquées sur celles de la portion irradiée 2%à un coefficient de proportionnalité près, fonction des positions relatives et des effets des différents éléments se trouvant entre le patient3 et les moyens d'occultation 24. Ces fentes 241 sont situéesà la périphérie du disque 240.Il est préférable de répartir les fenêtres 241 sur toute la périphérie du disque surtout si la cadence des images radiologiquesà prendre est élevée.

Dans le cas où le balayage se fait en translation, le disque 240 aura rayon grand devant la longueur des fenêtres 241 de sorte que le déplacement d'une fente devant le capteur d'image 22 lumineuse soit assimilableà une translation. On se réfèreà la figure 2.

Les moyens d'occultation 24 partielle peuvent prendre la forme d'un ruban opaque 242 doté d'une ou plusieurs fenêtres 243 transparentes la lumiere de l'écran de sortie206. Ce ruban 242 peut être configuré en boucle et entraîné par des galets 244 comme l'illustre la figure3. Lorsqu'il est face au capteur d'image 22 lumineuse,il se déplace en translation. Ses fenêtres 243 sont des fentes transversalesà la direction de déplacement du ruban 242. On se réfèreà la figure 4.

Si le mouvement de balayage est un mouvement de va et vient bidirectionnel, l'émission des rayons X peut-être arrêtée pendant un des deux trajets si les moyens d'occultation partielle sont animés d'un mouvement unidirectionnel en rotation ou en translation.

Dans les deux configurations décrites, les moyens d'occultation 24 partielle sont disposés entre l'écran de sortie206 et le capteur d'image 22 lumineuse. Dans le cas où un dispositif optique de couplage209 est interposé entre l'écran de sortie206 et le capteur d'image 22 lumineuse, les moyens d'occultation 24 partielle peuvent se trouver soit entre l'écran de sortie206 et le dispositif optique de couplage209 comme sur la figure1, soit entre le dispositif optique de couplage209 et le capteur d'image 22 lumineuse comme sur la figure3.

On pourrait aussi envisager que les moyens d'occultation 24 partielle soient placés entre le patient3 et les moyens de conversion 21 et qu'ils soient directement exposés au rayonnement X. Dans cette variante, le capteur d'image pourrait être un capteur d'image électronique.

Dans l'exemple illustréà la figure5, le capteur d'image est un capteur d'image lumineuse et les moyens de conversion 21 sont matérialisés par un tube IIR. Les différences avec les configurations décrites précédemment sont que maintenant les moyens d'occultation partielle 24 sont exposés directement au rayonnement X1 ayant traversé le patient3 et comportent une partie opaque 247 au rayonnement X et une ou plusieurs parties 248 qui le laisse passer. On suppose sur cette figure5 que les moyens d'occultation partielle 24 prennent la forme d'un disque qui forme la partie opaque 247 et que ce disque est doté de fenêtres 248 sous forme de fentes qui laissent passer l'image radiologique de la portion irradiée 2'. Ces moyens d'occultation partielle 24 devant être partiellement opaques au rayonnement X sont réalisésà base de plomb et nécessitent des moyens plus puissants pour être déplacés et plus onéreux que dans les variantes précédentes.

Au lieu que les moyens d'occultation partielle 24 soient des moyens mécaniques mobiles par rapport au capteur d'image 22, il est possible qu'ils soient fixes, ce qui permet faciliter l'asservissement du rayonnement X1 balayant aux moyens d'occultation 24 partielle. On se réfère aux figures6 et7 qui illustrent cette configuration.

Les moyens d'occultation partielle 24 sont réalisés par un obturateur 245à cristaux liquides en réseau dont la transmission est asservieà la position de la portion irradi 2' par le rayonnement X1 balayant. Ces moyens d'occultation partielle 24 sont utilisés pour arrêter la lumière provenant de l'écran de sortie206 du tube intensificateur d'image radiologique 21.

Cet obturateur 245 peut comprendre une fine couche31 de cristaux liquides (par exemple de type nématique en hélice) prise en sandwich entre deux lames transparentes32, 33 scellées entre elles, elles mêmes placées entre deux polariseurs croisés36.

Un tel obturateur 245 fonctionne la manière suivante. Au moins une des lames transparentes est pourvue d'un réseau d'électrodes. permettant d'appliquer un champ électriqueà des portions de la couche de cristaux liquides. C'est pourquoi l'obturateur 245 est dit en réseau. En soumettant une partie de la couche de cristaux liquidesà un champ électrique, elle devient opaque et arrête la lumière provenant de l'écran de sortie206. Cette lumière ne peut plus atteindre le capteur d'image 22 lumineuse. En l'absence de champ électrique, cette partie est transparente et laisse.passer la lumière provenant de l'écran de sortie206. Cette lumière peut ainsi atteindre le capteur d'image 22 ineuse. Dans l'exemple décrit et représenté en détails sur la figure7, on a representé sur chaque lame32, 33 transparente un réseau 34,35 d'électrodesEl, E2 transparentes parallèles orientées transversalementà la direction du balayage du rayonnement X1. Une électrodeEl d'un réseau 34 est appariéeà une électrodeE2 de l'autre réseau35 et deux électrodes appariées sont en visà vis. Chaque réseau 34,35 est reliéà un dispositif de commande respectivement37, 38 permettant d'appliquerà ses électrodes El, un potentiel approprié et donc de soumettreà un champ électrique approprié la portion de cristaux liquides située entre deux électrodes appariées afin de la rendre opaque. La commande des potentielsà appliquer aux électrodes réalisé en synchronisme avec le balayage, permet,à chaque instant, d'inclure dans l'obturateur 245 rendu opaque une zone transparente 246 dont les dimensions sont telles que le capteur d'image 22 lumineuse ne capte que l'image radiologique de la portion irradiée 2'. Les dimensions de la zone transparente 246 sont calquées sur celles de la portion irradiée 2' au coefficient de proportionnalité près.

Les motifs d'électrodes décrits sur la figure7 ne sont que des exemples non limitatifs et d'autres sont bien sûr envisageables pour délimiter ce doit rester opaque et ce qui doit devenir transparent.

Un avantage non négligeable des moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image associésà un tube intensificateur d'image radiologique, dans configuration où ils sont localisés entre l'écran sortie et le capteur d'image est que ces moyens de limitation n'éliminent pas seulement la lumiere provenant du rayonnement X diffusé dans le patient mais également la lumiere diffusée et les rayons X diffusés sur tout le trajet compris entre eux et le patient. En leur absence, cette lumière ou ce rayonnement X seraient captes par le capteur d'image et le contraste serait dégradé. Les meilleurs gains en contraste sont obtenus en plaçant les moyens limitation le plus près possible du capteur d'image lumineuse.

Au lieu d'être externes au capteur d'image, les moyens de limitation de son acquisition peuvent lui être intégrés. variantes sont illustrées aux figures 8a,8b, 9aà 9c et10 avec des capteurs d'imagesà l'état solide.

On se réfèreà la figure 8a. On retrouve comme sur la figure1, le générateur10 de rayons Xà balayage qui délivre le rayonnement X1 balayant la surfaceà imager 2 d'un patient3 à examiner. De l'autre côté du patient3 trouve le système de détection 20 selon l'invention avec un capteur d'image lumineuse 22.Il comporte des moyens 21 pour convertir le rayonnement X issu des portions 2' en image lumineuse de type tube IIR associés capteur d'image lumineuse 22. Maintenant le capteur d'image 22 lumineuse est un capteur de type CMOS inclus par exemple dans une caméra vidéo 220. Les moyens 240 pour limiter l'acquisition du capteur d'image lumineuse sont intégrés au capteur d'image lumineuse.

Les capteurs de type CMOS de conception récente commencent être utilisés. Ils sont très prometteurs car ils consomment beaucoup moins que les capteurs CCD, sont beaucoup moins encombrants, offrent de nouvelles possibilités dans l'acquisition de portions d'images, peuvent opérer' des vitesses supérieuresà celles des capteurs CCD et sont de coûts moindres. Dans un tel capteur chaque pixel ne comporte pas seulement un élement photocapteur, par exemple une photodiode, mais aussi un circuità transistor CMOS à fonction d'amplificateur de lecture permettant de pouvoir lire rapidement la quantité de charges stockée au niveau de chaque pixel qui a été exposéà un signal lumineux. Sur le même substrat se trouve aussi des moyens pour numériser les signaux stockés par les pixels et utilisés lors de la lecture.

Dans. configuration de la figure 8a et des figures 9aà 9c, le capteur d'image 22 lumineuse est formé d'une pluralité de points sensibles ou pixels Pl à P9 photosensibles arrangés en matrice et connectés entre un conducteur colonne Yl à Y3 et un conducteur de ligne Xl à X3. Ces pixels sont symbolisés par un carré. On en a représenté seulement neuf pour ne pas surcharger la figure. Après une expositionà un signal lumineux, les pixels Pl ' reliésà un même conducteur de ligne Xl sont adresses en même temps par un dispositif d'adressage 400 relié aux conducteurs de ligne Xl à la quantité de lumière qu'ils ont reçue est lue au niveau de chaque pixel, les données lues pour chaque pixel étant transférées les conducteurs de colonne Yl à Y3 dans un dispositif de conversion analogique-numérique 401 fonctionnant en parallèle poury être numérisees.

Les moyens 240 limitant l'acquisition du capteur d'image 22, dans une première phase, juste avant qu'une portion 2' ne soit irradiée, commandent la remiseà zéro c'està dire l'effacement des pixels P4à du capteur correspondantà l'image lumineuse de ladite portion, et dans une seconde phase, juste après que la portion 2' ait été irradiée, commandent la lecture des pixels P4à P6 correspondantà cette image lumineuse. Pour acquérir l'image lumineuse de la surfaceà imager 2 tous les pixels sont soumisà cette succession d'états effacement, exposition, lecture.

Les figures 9aà 9c servent' décrire le fonctionnement des moyens de limitation 240. On suppose que le balayage du rayonnement X1 se fait linéairement comme sur la figure1 et qu'une ligne de pixels correspondà une portion irradiée 2'. La flèche entrant dans le bloc 240 symbolisant les moyens de limitation indique que ces moyens sont synchronisés avec le mouvement de balayage du rayonnement X.

Sur la figure 9a, le conducteur de ligne X2 auxquels sont reliés les pixels P4à P6 porte une flèche issue du dispositif d'adressage 400, ce qui symbolise qu'ils viennent d'être effacés ou misà zéro. Ils ont été vidés de toute trace d'exposition antérieure. Les pixels Pl à P3 sont eux exposés et sont représentés grisés tandis que les pixelsP7 à P9 sont lus, ce qui est symbolisé par des flèches sur les conducteurs de colonne Yl à Y3 issues des pixelsP7 à P9 et dirigées vers le dispositif de conversion analogique- numérique 401.

Sur la figure9b, les pixels P4à P6 sont grisés ce qui signifie qu'ils viennent d'être exposésà un éclairement délivré par le tube intensificateur d'image radiologique. Les pixels Pl à sont lus, ce qui est symbolisé par des flèches sur les conducteurs de colonne Yl à Y3 issues des pixels Pl à P3 et dirigées vers le dispositif de conversion analogique-numérique 401. Les pixelsP7 à P9 sont effacés ce qui symbolisé par la flèche, issue du dispositif d'adressage 400, et portée le conducteur de ligne X3 auxquels sont reliés les pixelsP7 à P9.

Sur la figure 9c, on a voulu illustrer le fait que les pixels P4à P6 sont lusà cet instant tandis que les pixelsà P3 sont effacés et que les pixels P7 à P9 sont exposés. Les mêmes symboles que précédemment ont été utilisés. De cette manière, les signaux ne comportent pas de diffusé.

Sur la figure8b, on retrouve comme sur la figure1, le générateur10 de rayons Xà balayage qui délivre le rayonnement X1 balayant la surfaceà imager 2 d'un patient3 à examiner. l'autre côté du patient3 se trouve le système de détection 20 selon l'invention.Il n'y a pas de tube IIR. Il comporte un capteur d'image 22,52 à l'état solide qui peut être soit de type capteur d'image lumineuse 22, soit de type capteur d'image électronique Ses dimensions sont sensiblement celles de la surfaceà imager 2. Le capteur coopère avec des moyens de conversion 21,51 du rayonnement X issu des portions 2' soit en image lumineuse, soit en image électronique. s'agit d'une conversion en image lumineuse, les moyens de conversion 21 sont de type scintillateur qui recouvrent le capteur d'image 22 lumineuse. S'il s'agit d'une conversion en image électronique, les moyens de conversion sont réalisésà base de sélénium qui recouvre le capteur d'image52 électronique. Les moyens de conversion 21,51 sont directement face au rayonnement X qui a traversé le patient. Le capteur d'image 22 lumineuse peut etre un capteur dont les pixels sont formés formé d'une diode photosensible coopérant avec un interrupteur. Ce type de capteur est bien connu en radiologie numerique. Le capteur d'image électronique52 peut être conforme à ce que montre la figure10. Les moyens 240 pour limiter l'acquisition du capteur d'image sont intégrés au capteur d'image 22,52 et toutà fait comparablesà ce qui a été décrità la figure 8a Les éléments sensibles du capteur sont soumisà une succession d'états: effacement ou remiseà zéro, exposition, lecture.

On se refère à la figure10, le capteur d'image électronique52 est formé d'une pluralité de points53 sensibles aux charges électroniques, formés chacun d'un élément capacitif 54 associéà un élément de commutation par exemple un transistor TFT (pour la dénomination anglo- saxonne Thin Film Transistor) activé notamment lors de la lecture, arrangés en réseauà la manière des représentations des figures9. Ces points sensibles sont réalisés notammentà l'aide de technique de dépôt en films minces de matériaux semi-conducteurs tels que le silicium amorphe. Ce capteur d'image électronique52 coopère avec des moyens de conversion51 image radiologique- image électroniqueà base de sélénium par exemple. Les points sensibles sont recouverts d'une couche51 à base de sélénium. En traversant la couche51 à base de sélénium le rayonnement X est directement converti en charges électroniques (symbolisées par une flèche). Ces charges électroniques sont stockées sur les éléments capacitifs 54. Les moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image électronique fonctionnent de manière comparableà ce qui a été décrit aux figures 8a et 8b. Les charges stockées sur les éléments capacitifs 54 sont lues séquentiellement ligne par ligne. En effectuant une opération de remise' zéro des éléments capacitifs 54 d'une ligne juste avant qu'ils ne reçoivent des charges électroniques et une opération de lecture des charges stockées dans ces éléments capacitifs juste après qu'ils aient reçu des charges, parvient' éliminer le signal lié aux rayons X diffusés dans l'acquisition de l'image radiologique.

exemples décrits ne sont pas limitatifs en ce qui concerne les choix d'association entre le capteur d'image, les moyens de conversion et les moyens limitant l'acquisition du capteur d'image, d'autres combinaisons sont possibles sans sortir du cadre de l'invention.

Claims

REVENDICATIONS 1. Système de détection d'image radiologique apteà coopérer avec un générateur de rayons X(10) à balayage destineà produire un rayonnement X(1) balayant une surfaceà imager (2), rayonnement X balayant(1) irradiant portion (Z) après portion la surfaceà imager (2), le rayonnement X issu d'une portion (Z) étant porteur d'une image radiologique de ladite portion, caractérisé en ce qu'il comporte un capteur d'image (22, 52) qui est stationnaire visà vis du balayage et qui est dimensionné pour pouvoir acquérir une image de toute la surfaceà imager (2) via le rayonnement X issu des portions (Z), le système de détection comportant de plus des moyens (24, 240) pour limiter,à un instant donné, l'acquisition du capteur d'image(22,52) à celle de l'image de la portion irradiée (Z)à cet instant, ces moyens de limitation étant en synchronisme avec le balayage et correspondance géométrique avec la portion irradiée (Z). 2. Système de détection d'image selon la revendication1, caractérisé ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition du capteur d'image (22) sont des moyens d'occultation partielle (24) du capteur d'image visà vis de surfaceà imager (2), externes au capteur d'image (22). 3. Système de détection d'image selon l'une des revendications1 ou caractérisé en ce que le capteur d'image est un capteur (22) d'image lumineuse et en ce qu'il coopère avec des moyens pour convertir le rayonnement X issu des portions (Z) en image lumineuse. 4. Système de détection d'image selon l'une des revendications1 ou 2, caractérisé en ce que le capteur d'image(52) est un capteur d'image électronique et en ce qu'il coopère avec des moyens(51) pour convertir le rayonnement X issu des portions (2) en image électronique. 5. Système de détection d'image selon la revendications3, caractérisé en ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition comportent au moins une partie (241) qui laisse passer l'image lumineuse la portion irradiée (Z), reste étant opaque, les dimensions de la partie (241) étant en correspondance géométrique avec celles de la portion irradiée. 6. Systeme de détection d'image selon l'une des revendications1 à 4, caractérisé ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition comportent au moins une partie (248) qui laisse passer l'image radiologique la portion irradiée (Z), reste étant opaque, les dimensions de la partie (248) étant en correspondance géométrique avec celles de la portion irradiée (Z). 7. Systeme de détection d'image selon la revendication caractérisé en ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition sont réalisés par un obturateur (245)à cristaux liquides en réseau, fixe par rapport au capteur d'image (22) lumineuse. 8. Système de détection d'image selon l'une des revendications1 à 6, caractérisé en ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition sont des moyens mécaniques mobiles par rapport au capteur d'image (22). 9. Système de détection d'image selon la revendication caractérisé en ce que les moyens pour limiter l'acquisition (24) sont mobiles en rotation ou en translation. 10. Système de détection d'image selon l'une des revendications1, 3 ou 4, caractérisé en ce que les moyens (240) pour limiter l'acquisition du capteur d'image (22) sont intégrés au capteur d'image. 11. Système de détection d'image selon *les revendications3 et10, dans lequel le capteur d'image (22) lumineuse est formé d'une pluralité de pixels photosensiblesà l'état solide, caractérisé en ce que les moyens (240) pour limiter l'acquisition du capteur d'image (22) commandent juste avant qu'une portion ne soit irradiée, un effacement des pixels du capteur correspondantsà l'image lumineuse de ladite portion irradiée, et une lecture desdits pixels juste après l'irradiation de la dite portion. 12. Système de détection d'image selon la revendication et10, dans lequel le capteur d'image électronique est formé d'une pluralité d'éléments capacitifs (54), caractérisé en ce que les moyens (240) pour limiter l'acquisition du capteur d'image(52) commandent, juste avant 'une portion (Z) ne soit irradiée une miseà zéro des éléments capacitifs (54) correspon dant à l'image électronique de ladite portion irradiée et une lecture charges stockées dans lesdits éléments capacitifs (54) juste après l'irradiation de la dite portion (Z). 13. Système de détection selon l'une des revendications3 ou 4, caractérisé en ce que le capteur d'image (22,52) est de type état solide et notamment de type CCD, de type CMOS, à diodes photosensibles,à eléments capacitifs. 14. Système de détection selon la revendication3, caractérisé en ce le capteur d'image lumineuse est de type film photographique ou film cinematographique, 15. Système de détection selon la revendication3, caractérisé en ce les moyens (21) pour convertir le rayonnement X en image lumineuse sont de type intensificateur d'image radiologique ou scintillateur. 16. Système de détection selon la revendication 4, caractérisé en ce que les moyens(51) pour convertir le rayonnement X en image électronique sont réalisésà base de sélénium. 17. Système de détection selon l'une des revendications1 à 16, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens(23) de traitement de l'image captée par le capteur d'image (22) de manièreà reconstruire une image complète de l'image radiologique de la surfaceà imager à partir des images des zones irradiées.