FR2877829A1 - Configuration de balayage a fentes reposant sur un detecteur a panneau plat. - Google Patents
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Abstract
Dispositif, système (10) ou appareil radiographique diagnostique pour réaliser une radiologie diagnostique, et procédé de configuration d'un tel dispositif (10), système ou appareil radiographique diagnostique. Plus particulièrement, système diagnostique (10) pour former au moins une image d'un objet ayant un contraste accentué. Le système comprend une source (12) de faisceau apte à produire un faisceau d'imagerie (14) et un élément de masquage (18) apte à former au moins une portion de faisceau à partir du faisceau d'imagerie (14) et apte à produire une image de l'objet. Le système (10) comprend en outre un détecteur (22) à panneau plat disposé sur un trajet d'au moins une portion de faisceau pénétrant dans l'objet et apte à former au moins une image de l'objet.
Description
CONFIGURATION DE BALAYAGE A FENTES REPOSANT SUR UN
DETECTEUR A PANNEAU PLAT
La présente demande concerne d'une façon générale la radiologie diagnostique utilisant un dispositif, système ou appareil de radiographie. La présente demande concerne en particulier un dispositif, système ou appareil de radiographie utilisant un détecteur à panneau plat dans une configuration de balayage à travers une fente.
On sait que les rayons X dispersés ont des effets de réduction de contraste.
L'une des plus grandes difficultés dans l'utilisation de l'imagerie à panneau plat classique consiste, après la réalisation d'une imagerie radiographique d'un objet (par exemple un sujet), en ce que l'image radiographique est composée de plus de rayons X dispersés que de rayons X directement transmis, ce qui réduit donc le contraste. Cela vaut en particulier pour des objets épais (par exemple des patients lourds).
Des tentatives ont été faites pour améliorer le contraste dans les systèmes de radiologie à images diagnostiques, dont l'utilisation d'entrefers, de circuits électroniques perfectionnés et de certaines formes de techniques de balayage. Cependant, ces techniques antérieures n'ont globalement pas donné satisfaction pour l'obtention d'une grande qualité d'image tout en maintenant de grandes vitesses de balayage et des temps d'exposition courts. Bien qu'il soit possible d'obtenir des images de bonne qualité avec des vitesses de balayage très faibles, comme par exemple avec un unique faisceau de balayage, ces techniques à faibles vitesses de balayage ne sont pas commodes en radiologie diagnostique du fait que les parties du corps et les organes des patients bougent pendant que les patients sont exposés aux rayons X. Par exemple, il faut souligner que l'abdomen est la partie du corps la plus difficile à radiographier avec précision en raison de sa concentration relativement dense d'organes, os et fluides corporels.
Ainsi, si des temps d'exposition relativement longs sont nécessaires pour obtenir une image radiographique, les images peuvent être rendues floues par le mouvement des organes et des parties du corps radiographiées et sont inutiles à des fins diagnostiques. Une solution éventuelle consiste à utiliser un collimateur au-delà du patient pour réduire ou supprimer la dispersion. Une limite associée aux collimateurs utilisés précédemment audelà des patients est qu'ils ne réduisent ni n'éliminent totalement le rayonnement dispersé et qu'ils risquent de bloquer des rayons X qui ont traversé le patient, en formant des doses utiles.
D'autres tentatives ont été faites, visant à réduire ou supprimer la dispersion des rayons X, dont l'utilisation de différents types de dispositifs de balayage à fentes (par exemple des dispositifs de balayage à fentes disposés avant les patients) avec un détecteur d'image, le rayonnement étant bloqué avant de traverser le patient. De la sorte, les rayons X ne passent que par des fentes de rayonnement pour frapper le patient. Le détecteur et le collimateur avant le patient sont amenés à balayer tout le patient, les images sont recueillies et collées les unes aux autres pour former une seule image. Il est envisagé que ce type de configuration de dispositif de balayage à fentes puisse permettre une réduction de dose d'un facteur 4 à 10. L'agrandissement des fentes réduit le temps total de balayage.
Un exemple de tentative antérieure visant à réduire ou supprimer la dispersion des rayons X est décrit dans le brevet des E.U.A. n 4 096 391 (le brevet 409), auquel le lecteur est invité à se reporter, ce brevet décrivant une configuration de dispositif de balayage à fentes utilisant un film (par exemple une cassette de film).
Le brevet 409 décrit un procédé et un dispositif de balayage à plusieurs fentes. Un tube radiogène classique projette un faisceau continu de rayons X dans la direction d'un patient. Il est décrit qu'une plaque à fentes avant est placée sur le trajet du faisceau de rayons X, dans une position prédéterminée au-dessus du patient. La plaque à fentes avant comporte une pluralité de fentes étroites qui laissent passer un groupe de segments parallèles étroits de faisceau pour balayer le patient.
En frappant le patient, les étroits segments de faisceau sont partiellement désolidarisés ou dispersés dans n'importe quel nombre de directions arbitraires. Ces parties dispersées du faisceau ne véhiculent pas d'informations importantes et ont donc tendance à provoquer un flou ou à réduire le contraste sur toute image radiographique réalisée. D'autre part, des portions des segments ou parties du faisceau pénètrent directement dans le patient. Ce sont ces parties de faisceau qui pénètrent dans le patient qui véhiculent des informations quant à la configuration de la structure des organes internes du patient.
Dans la zone abdominale par exemple, des images radiographiques de grande qualité, extrêmement nettes, sont nécessaires pour parvenir au degré de détail requis pour permettre un diagnostic précis d'une maladie ou la détection de tumeurs et autres proliférations indésirables. Cependant, en raison de l'épaisseur, de la concentration dense de matière dans l'abdomen et du grand champ d'irradiation nécessaire pour obtenir une image de la zone abdominale, une forte dispersion de rayons X est créée, ce qui rend difficile l'obtention d'images radiographiques nettes de l'abdomen, comme indiqué précédemment. Il est donc souhaitable et important, par exemple pour faire progresser la radiographie diagnostique abdominale, que des images radiographiques plus nettes de cette zone du corps soient obtenues.
Il faut souligner que ces dispositifs de balayage à fentes ou collimateurs avant les patients utilisés dans la technique antérieure présentent des limites. Ils nécessitent une distance fixe de la source à l'image ("DSI") (c'est-à-dire du tube au détecteur). Les matériaux servant à détecter les rayons X dans ces conceptions antérieures (par exemple du Si monocristallin et du Xe gazeux) ne sont pas efficaces pour l'imagerie à haute tension utilisée pour certaines applications (par exemple la radiographie de os et de face). Enfin, le balayage mécanique servant à former l'image rend difficile, voire impossible, une imagerie à longue durée d'image telle que l'imagerie fluoroscopique.
Une autre tentative antérieure visant à réduire ou supprimer la dispersion des rayons X comprend l'utilisation d'un dispositif de balayage à fentes reposant sur du xénon gazeux et une détection à avalanche. Encore une autre tentative comprend l'utilisation d'un dispositif de balayage à fentes reposant sur des détecteurs à monocristaux de Si orientés perpendiculairement à l'incidence des rayons X. Bien qu'il soit entendu que les deux tentatives peuvent réduire la dispersion des rayons X (par suite du balayage à travers une fente) et le dénombrement des photons, ces tentatives ne sont globalement valables que sous la forme de dispositifs de balayage à fentes balayées.
Une première forme de réalisation concerne d'une façon générale un dispositif, système ou appareil de radiographie diagnostique pour réaliser une radiologie diagnostique, et un procédé de configuration d'un tel dispositif, système ou appareil de radiographie diagnostique. Plus particulièrement, une forme de réalisation est relative à un système diagnostique pour former au moins une image à contraste accentué d'un objet. Le système comprend une source de faisceau conçue pour produire un faisceau d'imagerie et un élément de masquage conçu pour former au moins une portion de faisceau à partir du faisceau d'imagerie et conçu pour produire une image de l'objet. Le système comprend en outre un détecteur à panneau plat placé sur un trajet d'au moins une portion de faisceau pénétrant dans l'objet et conçu pour former au moins une image de l'objet.
Dans au moins une forme de réalisation, l'élément de masquage comprend 35 au moins un ou plusieurs parmi un collimateur amovible situé avant le patient, ayant au moins une fente placée sur un trajet du faisceau d'imagerie; un collimateur disposé au-delà du patient, ayant au moins une fente placée sur le trajet du/des portions de faisceau pénétrant dans l'objet et un collimateur de rayons X dans lequel est définie au moins une fente.
Des formes de réalisation du système comprennent un système de radiographie et le faisceau d'imagerie comprend un faisceau de rayons X. Le système peut comporter une table destinée à supporter l'objet et un support conçu pour maintenir un rapport de la source au collimateur disposé avant le patient pour créer une image constante. Encore d'autres formes de réalisation du système comprennent le détecteur à panneau plat qui est conçu pour mesurer la dispersion, créer des interconnexions ou mesurer la dispersion et permettre des interconnexions.
Encore une autre forme de réalisation consiste en un procédé de configuration d'un système diagnostique pour former au moins une image à contraste amélioré d'un objet. Dans cette forme de réalisation, le procédé comprend la configuration d'une partie de balayage et d'un détecteur à panneau plat. La configuration de la partie de balayage comprend la configuration pour une imagerie à grande vitesse d'image et pour une imagerie à faible dose de balayage. La configuration de la partie formant détecteur à panneau plat comprend la configuration pour une scintillation ordinaire et/ou une conversion directe et/ou un hybride de scintillation et de conversion directe. Ce procédé comprend la réalisation d'un balayage d'un objet et la formation d'une image à l'aide du système configuré.
Encore une autre forme de réalisation comprend la formation d'une image d'un objet à l'aide d'un dispositif de radiographie. Cette forme de réalisation comprend la production d'un faisceau de rayons X à l'aide d'une source classique de rayons X et la création de plusieurs segments de faisceau à partir du faisceau de rayons X. Le procédé comprend en outre le balayage de l'objet à l'aide d'au moins une des portions de faisceau et la production d'une image radiographique sur un détecteur à panneau plat. Ce procédé peut comporter l'utilisation d'un collimateur amovible disposé avant le patient pour former la pluralité de portions de faisceau et/ou l'utilisation d'un collimateur disposé après le patient pour former la pluralité de portions de faisceau et l'utilisation d'un collimateur disposé au-delà du patient, laissant passer au moins une des parties formant faisceau. En outre, le procédé peut comporter une très forte diminution du temps d'acquisition.
L'invention sera mieux comprise à l'étude de la description détaillée d'un mode de réalisation pris à titre d'exemple non limitatif et illustré par les dessins annexés sur lesquels: la Fig. 1 représente une illustration schématique d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique selon certaines formes de réalisation de la présente invention; la Fig. 2 représente une illustration schématique d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique (semblable à celui de la Fig. 1) comportant une vue en plan du collimateur disposé avant le patient et d'un détecteur à panneau plat selon certaines formes de réalisation de la présente invention; la Fig. 3 représente une illustration schématique d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique (semblable à celui de la Fig. 1) comportant un collimateur disposé au-delà du patient, selon certaines formes de réalisation de la présente invention; la Fig. 4 représente une illustration schématique d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique (semblable à celui de la Fig. 3) comportant une vue en plan du collimateur disposé au-delà du patient et du détecteur à panneau plat selon certaines formes de réalisation de la présente invention; la Fig. 5 représente une vue partielle en élévation latérale d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique (semblable à celui de la Fig. 3) comportant une vue latérale des collimateurs disposés avant et au-delà du patient et du détecteur à panneau plat selon certaines formes de réalisation de la présente invention; la Fig. 6 représente un scintillateur ou un détecteur à panneau plat à conversion directe dans lequel toutes les lignes sont actives, selon certaines formes de réalisation de la présente invention; la Fig. 7 représente un détecteur à panneau plat ayant des lignes actives séparées à la fréquence du collimateur disposé avant le patient, selon certaines formes de réalisation de la présente invention; la Fig. 8 représente un détecteur hybride à panneau plat, ayant une conversion directe dans une ou plusieurs zones et des rangées de scintillateurs dans une ou plusieurs zones, selon certaines formes de réalisation de la présente invention la Fig. 9 représente un schéma de principe détaillé de niveau élevé illustrant 35 un procédé de configuration d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique et formant au moins une image à l'aide d'un tel système configuré, selon certaines formes de réalisation de la présente invention; et les figures 10A et 10B représentent un schéma de principe détaillé illustrant un procédé de configuration d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique et de formation d'au moins une image à l'aide de ce système configuré selon certaines formes de réalisation de la présente invention.
Des images radiographiques de grande qualité, nettes, sont nécessaires pour parvenir au degré de détail requis pour permettre un diagnostic précis d'une maladie et la détection de tumeurs et autres proliférations indésirables, par exemple dans la zone abdominale densément occupée. Cependant, du fait de l'épaisseur et de la grande densité de concentration de matière dans l'abdomen, et du grand champ d'irradiation nécessaire pour produire une image de cette zone, une grande quantité de rayons X sont dispersés, ce qui rend difficile l'obtention d'images nettes, comme expliqué précédemment. De la sorte, il est très souhaitable et important, pour faire progresser la radiographie diagnostique (par exemple la radiographique diagnostique de l'abdomen), qu'on puisse obtenir des images radiographiques nettes (c'est-à-dire présentant un meilleur contraste).
Au moins une forme de réalisation concerne d'une façon générale la configuration d'un dispositif, système ou appareil de radiographie diagnostique et la réalisation d'une radiologie diagnostique à l'aide d'un tel dispositif, système ou appareil de radiographie configuré. Plus particulièrement, les formes de réalisation visent un dispositif, système ou appareil radiographique ayant l'un au moins parmi un collimateur classique de rayons X, un collimateur à fentes amovible disposé avant le patient, un collimateur disposé au-delà du patient et un détecteur à panneau plat. Une forme de réalisation est conçue pour réaliser soit une imagerie à grande vitesse d'image (par exemple une imagerie fluoroscopique ou tomographique), soit des dépistages à l'aide de faibles doses. En outre, des formes de réalisation de l'appareil sont conçues pour obtenir les avantages du balayage à travers une fente avec de faibles doses pour des applications à haute tension ("RAD"). Uniquement à titre d'illustration, la description détaillée ci-après fait référence à certaines formes de réalisation d'un dispositif, appareil ou système radiographique. Cependant, il est entendu que les formes de réalisation peuvent être utilisées avec d'autres dispositifs, appareils ou systèmes d'imagerie.
Dans au moins une forme de réalisation, un collimateur à fentes disposé avant le patient est placé dans le dispositif, système ou appareil de façon que le système soit employé comme dispositif de balayage à fente. En outre, le collimateur disposé avant le patient peut être amovible afin que le système puisse être utilisé dans des modes de balayage à fentes ou à champ de vision complet (également appelé "CVC"). Le mode balayage à fentes offre des avantages de réduction de doses, tandis que le mode CVC permet des acquisitions rapides d'image (fluoroscopie, tomographie, cinématographie, etc.). Le détecteur à panneau plat peut être un détecteur à scintillateur ou un détecteur à conversion directe, les zones ombrées du détecteur en arrière du collimateur disposé avant le patient pouvant servir d'espaces inoccupés pour des interconnexions ou de pixels actifs pour mesurer la dispersion, ou constituant un hydride de ceux-ci. Dans au moins une forme de réalisation, le collimateur disposé au-delà du patient peut être optimisé pour empêcher la dispersion entre des séries de pixels actifs, mais pour détecter la dispersion dans les pixels ombrés, en permettant une mesure de l'image dispersée. Dans au moins une forme de réalisation, le dispositif d'imagerie à fentes ainsi configuré peut être modifié dans la mesure où le rapport de la source au collimateur disposé avant le patient/source à l'image reste constant. Un support mécanisé peut être utilisé pour conserver le rapport lorsque le dispositif d'imagerie à fentes est changé.
Considérant maintenant les dessins, sur lesquels les mêmes repères désignent sur toutes les différentes vues des parties identiques ou correspondantes, et considérant en particulier la Fig. 1, des formes de réalisation du dispositif et du procédé de balayage sont illustrées sous une forme schématique. Dans au moins une forme de réalisation, le dispositif, système ou appareil de radiographie, désigné globalement par le repère 10, comprend au moins une partie de balayage et une partie formant détecteur à panneau plat.
La Fig. 1 représente une source classique 12 de rayons X ayant, comme indiqué, un foyer projetant un faisceau 14 de rayons X (par exemple un faisceau continu de rayons X) dans la direction d'un objet 16. Les sources de rayons X qui existent actuellement ont un foyer mesurant environ 2,0 mm ou moins (par exemple 0,3 mm). Il est entendu que l'objet radiographié peut également être appelé patient compte tenu du fait qu'au moins une forme de réalisation est considérée comme présentant un maximum d'avantages en radiologie diagnostique, bien qu'il doive être clair que les formes de réalisation peuvent être utilisées dans des études radiographiques de nombreux types différents d'objets animés et non animés, en plus des patients humains.
Selon au moins une forme de réalisation, un premier élément de masquage amovible 18 (par exemple un collimateur à fentes disposé avant le patient) est placé sur le trajet du faisceau 14 de rayons X, à un emplacement prédéterminé au-dessus du patient 16. Dans au moins une forme de réalisation, l'élément 18 à fentes disposé avant le patient est réalisé en matière, ou avec une combinaison de matières, globalement opaques aux faisceaux de rayons X (par exemple le plomb, l'acier et le tungstène) et comporte au moins deux, mais généralement davantage, fentes étroites 40 qui laissent passer au moins deux, mais généralement davantage, segments ou parties étroites 42 de faisceau pour balayer le patient 16. Il est envisagé que les fentes 40 puissent avoir une dimension minimale au moins égale à deux fois (2X, par exemple) les dimensions du foyer de la source classique 12 de rayons X, bien que d'autres dimensions et formes soient envisagées. Il est envisagé que l'élément de masquage puisse comporter en outre un diaphragme classique de limitation de champ ou un collimateur classique à rayons X (représenté le plus clairement sur la Fig. 4) disposé au-dessus, au-dessous ou à la place du collimateur 18 placé avant le patient, ce qui limite le champ total d'irradiation.
Au moment où ils frappent le patient 16, le ou les étroits segments ou portions 42 de faisceau sont partiellement désolidarisés ou dispersés dans n'importe quel nombre de directions arbitraires (par exemple, cf. Fig. 5). Ces portions de faisceau dispersées ne véhiculent pas d'informations importantes, et ont donc tendance à provoquer un flou, à réduire ou autrement affecter le contraste sur toute image radiographique réalisée. D'autre part, au moins un mais généralement deux ou davantage des segments ou portions 42 de faisceau pénètrent directement à travers le patient 16. Ce sont ces segments ou portions de faisceau qui pénètrent (on les appelle également "irradiation primaire") qui véhiculent les informations concernant la configuration de la structure des organes internes du patient.
Considérant à nouveau la Fig. 1, le patient 16 est représenté supporté par une table 20 qui, dans au moins une forme de réalisation, est réalisée en matière laissant passer les rayons X, le détecteur 22 à panneau plat étant disposé sous la table 20. Un processeur 26 (qui, dans une forme de réalisation, peut comporter une commande pour la source 12 de rayons X) est illustré, communiquant avec au moins le détecteur 22 à panneau plat. Le processeur 26 est conçu pour recevoir, stocker et traiter l'image à contraste et netteté fortement améliorés par rapport aux formes de réalisation selon la technique antérieure. Dans au moins une forme de réalisation, l'appareil 10 comporte un processeur vidéo 28 et un écran d'affichage 30, conçus pour afficher l'image à contraste et netteté améliorés (par exemple en temps réel). Bien que le processeur 26, le processeur vidéo 28 et l'écran d'affichage 30 soient représentés communiquant par l'intermédiaire d'une connexion filaire, d'autres modes de communications (par exemple des communications radioélectriques) sont envisagés.
Lors du fonctionnement, au moins le collimateur 18 placé avant le patient est mobile (à l'aide de n'importe quel dispositif d'entraînement approprié), balayant un patient 16 à l'aide d'un, mais généralement de plusieurs segments ou portions 42 de faisceau. De la sorte, le détecteur 22 à panneau plat est balayé par les segments ou portions 42 de faisceau qui pénètrent dans le patient 22, et il en résulte une image nette qui ne comporte ni ombres ni signes de l'existence du collimateur 18 placé avant le patient. Plus important encore, l'utilisation au moins du collimateur 18 placé avant le patient atténue efficacement la majeure partie, voire la totalité du rayonnement dispersé, si bien que l'image sur le détecteur 22 à panneau plat possède un contraste et un netteté fortement améliorés par rapport à des images prises sans utiliser un tel collimateur disposé avant le patient. Bien que, dans au moins une forme de réalisation, il soit envisagé que le collimateur 18 avant le patient se déplace seul ou en synchronisme avec le détecteur à panneau plat, dans d'autres formes de réalisation il est envisagé que le patient 16 et la table 20 puissent bouger par rapport au collimateur 18 avant le patient et au détecteur 22 à panneau plat.
Dans au moins une forme de réalisation, le système 10 peut comporter un bras ou un support pivotant autour d'un axe qui passe par le foyer de la source 12 de rayons X. Le collimateur 40 avant le patient peut être monté sur le support à l'aide d'un moyen de montage qui peut faire corps avec le support. Dans au moins une forme de réalisation, un collimateur disposé au-delà du patient peut être accouplé (par exemple à l'aide de goupilles) à une embase du support.
Un mouvement linéaire du collimateur disposé avant et/ou après le patient peut être assuré grâce à un guide linéaire, auquel par exemple les collimateurs sont accouplés à l'aide de roulements à rouleaux classiques ou d'autres moyens d'accouplement appropriés qui permettent un mouvement linéaire libre avec un frottement minime. Un dispositif d'entraînement classique (par exemple un moteur électrique) peut être utilisé pour entraîner le support et les collimateurs disposés avant et après le patient, par exemple par l'intermédiaire d'un mécanisme d'entraînement classique à engrenage à vis sans fin. Le mécanisme d'entraînement à engrenage à vis sans fin comprend un engrenage à vis sans fin entraîné par le moteur et en prise avec un segment denté. L'ensemble constitué par le mécanisme d'entraînement par engrenage à vis sans fin et le moteur électrique sont totalement classiques. L'ensemble constitué par l'engrenage à vis sans fin et le moteur électrique d'entraînement conviennent pour une utilisation avec les formes de réalisation de la présente invention, compte tenu du fait que le système à engrenage à vis sans fin permet un mouvement précis tandis que de l'énergie électrique est normalement disponible d'une manière classique pour alimenter le moteur.
1 o I1 est envisagé que de nombreux autres types de mécanismes d'entraînement et de sources d'énergie, dont des systèmes hydrauliques et des systèmes à courroie, puissent servir à faire fonctionner le système. A la lumière des explications données ici, différents types de mécanismes d'entraînement peuvent facilement être adaptés, par des spécialistes de la technique, au système décrit.
11 est en outre envisagé qu'un commutateur puisse servir à mettre en marche le moteur. Lorsqu'il est en marche, le moteur entraîne le support par l'intermédiaire du mécanisme d'entraînement par engrenage à vis sans fin, ce qui fait bouger les collimateurs à fentes avant et/ou après le patient. Un détecteur de démarrage, qui peut être un contacteur de fin de course classique, un dispositif à cellule photoélectrique ou n'importe quel type similaire de dispositif classique, peut être utilisé pour détecter le mouvement d'au moins un des collimateurs. Le détecteur de démarrage est couplé à une commande de source de rayons X qui est ellemême couplée à la source 12 de rayons X pour exciter la source 12 lorsque le détecteur de démarrage est déclenché. Un détecteur d'arrêt classique, semblable au détecteur de démarrage, peut être couplé à la commande de source de rayons X pour arrêter la source 12 après que les collimateurs à fentes avant et/ou après le patient ont suffisamment bougé pour mettre fin à leur mouvement de balayage.
La Fig. 2 représente une illustration schématique d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) (semblable à celui de la Fig. 1), comportant une vue en plan du collimateur disposé avant le patient et du panneau plat selon certaines formes de réalisation de la présente invention.
Comme sur la Fig. 1, la source classique 12 de rayons X comportant un foyer indiqué, projette un faisceau 14 de rayons X (par exemple un faisceau continu de rayons X) dans la direction du patient 16. Selon au moins une forme de réalisation de la présente invention, le collimateur amovible 18 disposé avant le patient est placé sur le trajet du faisceau 14 de rayons X, à un emplacement prédéterminé au-dessus du patient 16 et est conçu pour former un ou plusieurs segments ou portions 42 de faisceau qui pénètrent dans le patient. Le détecteur 22 à panneau plat est conçu pour être balayé par les portions 42 qui pénètrent dans le patient.
Dans une forme de réalisation, le détecteur 22 à panneau plat, semblable à celui représenté sur la Fig. 6, comporte au moins un scintillateur classique ou un détecteur à panneau plat à conversion directe possédant une ou plusieurs lignes actives. Dans au moins une forme de réalisation, une ou plusieurs lignes sont aptes à détecter un rayonnement direct, tandis que les autres lignes sont conçues pour mesurer la dispersion (éventuellement pour une imagerie à diffraction ou à dispersion).
La Fig. 3 représente une illustration schématique d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique (semblable à celuide la Fig. 1) comprenant un collimateur disposé au-delà du patient selon certaines formes de réalisation de la présente invention. La Fig. 3 représente une source classique 212 de rayons X ayant un foyer indiqué, projetant un faisceau 214 de rayons X (par exemple un faisceau continu de rayons X) dans la direction d'un patient 216. Les sources de rayons X dont on dispose actuellement ont un foyer mesurant environ 2,0 mm ou moins (par exemple 0,3 mm).
Selon au moins une forme de réalisation, un collimateur amovible 218 disposé avant le patient est placé sur le trajet du faisceau 214 de rayons X, à un emplacement prédéterminé au-dessus du patient 216. Dans au moins une forme de réalisation, un élément de masquage (par exemple un collimateur amovible placé avant le patient) est réalisé en matière, ou à l'aide d'une combinaison de matières, globalement opaques aux rayons X (par exemple le plomb, l'acier et le tungstène) et comporte au moins deux, mais généralement davantage, fentes étroites 240 qui permettent le passage d'au moins deux, mais généralement davantage, étroits segments ou parties parallèles 242 de faisceau pour balayer le patient 216. Il est envisagé que les fentes 240 puissent mesurer au minimum au moins deux fois (2X) les dimensions du foyer de la source classique 212 de rayons X, bien que d'autres dimensions et formes soient envisagées. Il est en outre envisagé que l'élément de masquage puisse également comporter un diaphragme classique de limitation de champ ou un collimateur classique à rayons X placé au-dessus, au-dessous ou à la place du collimateur 218 avant le patient, ce qui limite le champ total d'irradiation.
Lorsqu'il frappent le patient 216, le/les étroits segments ou parties 242 de faisceau sont partiellement désolidarisés ou dispersés dans n'importe quel nombre de directions arbitraires (comme représenté le plus clairement sur la Fig. 5). Ces portions de faisceau diffusées ne véhiculent aucune information importante et ont donc tendance à créer un flou, à réduire ou autrement affecter le contraste sur toute image radiographique réalisée. D'autre part, au moins un, mais généralement deux ou davantage, des segments ou portions 242 de faisceau pénètrent directement à travers le patient 216. Ce sont ces segments ou portions de faisceau pénétrant dans le patient (c'est-à-dire l'irradiation primaire) qui véhiculent les informations concernant la lo configuration de la structure des organes internes du patient.
Considérant à nouveau la Fig. 3, le patient 216 est représenté supporté par une table 220, laquelle, dans au moins une forme de réalisation, est réalisée en matière laissant passer les rayons X. dans au moins une forme de réalisation, l'élément de masquage comprend en outre au moins un collimateur placé au-delà du patient ou une plaque à fentes arrière 224 disposée sous la table 220 et au-dessus du détecteur 222 à panneau plat. Dans au moins une forme de réalisation, le collimateur 224 au-delà du patient est réalisé en n'importe quelle matière appropriée opaque aux rayons X (la même matière ou une matière différente que celle du collimateur 218 avant le patient) et comporte au moins une, mais généralement plusieurs fentes 244 qui permettent le passage d'au moins un, mais généralement de plusieurs segments de faisceau parallèles pour le balayage.
Comme illustré, le collimateur 224 au-delà du patient comporte au moins une, mais généralement plusieurs fentes 244 d'une largeur faible en comparaison de leur profondeur et qui sont nettement plus larges que les fentes 240 présentes dans le collimateur 218 avant le patient, si bien qu'elles ont une largeur suffisante pour recevoir les segments 242 de faisceau qui pénètrent dans le patient 216. Les deux collimateurs 218, 224 disposés avant et après le patient comportent un même nombre de fentes et sont sensiblement congruents, bien que le collimateur 224 au- delà du patient soit à une échelle relativement plus grande que le collimateur 218 avant le patient. On présentera plus loin des dimensions comparatives des collimateurs 218, 224 disposés avant et après le patient.
Pendant le fonctionnement, les collimateurs 218, 224 disposés avant et après le patient sont déplacés en synchronisme pour balayer efficacement le patient 216 à l'aide de diverses portions 242 de faisceau. De la sorte, le détecteur 222 à panneau plat est balayé par le/les segments ou portions de faisceau qui pénètrent dans le patient 216, et cela donne une image nette qui ne contient ni ombres ni signes de l'existence des deux collimateurs 218, 224 à fentes. Plus important encore, l'utilisation des collimateurs 218, 224 provoque une atténuation très efficace pratiquement de la totalité du rayonnement dispersé, si bien que l'image sur le détecteur 222 à panneau plat présente un contraste et une netteté relativement améliorés par rapport à des images prises sans les collimateurs combinés 218, 224.
Un processeur central 226 est représenté, communiquant avec au moins le détecteur 222 à panneau plat. Le processeur central 226 est conçu pour recevoir, stocker et traiter une ou plusieurs images présentant un contraste et une netteté fortement améliorés par rapport à des formes de réalisation selon la technique antérieure. Dans au moins une forme de réalisation, le système 210 comprend un vidéoprocesseur 228 et un écran d'affichage 230, conçus pour afficher la/les images à contraste et netteté améliorés (par exemple en temps réel). Bien que le processeur central 226, le vidéoprocesseur 228 et l'écran d'affichage 230 soient représentés communiquant par une liaison filaire, d'autres procédés de communications (par exemple des connexions radioélectriques) sont envisagés.
La Fig. 4 représente une illustration schématique d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique (semblable à celui de la Fig. 3) comportant une vue en plan du collimateur disposé au-delà du patient et du détecteur à panneau plat selon certaines formes de réalisation de la présente invention.
Lorsqu'il frappent le patient 216, le/les segments ou portions 242 de faisceau sont partiellement désolidarisés ou dispersés dans un certain nombre de directions arbitraires. Ces portions dispersées de faisceau ne véhiculent pas d'informations importantes et ont donc tendance à créer un flou, à réduire ou autrement affecter le contraste sur toute image radiographique réalisée. D'autre part, des portions des segments 242 de faisceau (c'est-à-dire l'irradiation primaire) pénètrent directement à travers le patient 216 et ce sont ces portions de faisceau pénétrant dans le patient qui véhiculent les informations concernant la configuration de la structure des organes internes du patient.
Dans au moins une forme de réalisation du détecteur 222 à panneau plat de la Fig. 4 (similaire à celle de la Fig. 7), celui-ci comporte au moins deux lignes actives séparées au niveau de la fréquence du collimateur 240 avant le patient. L'espace inoccupé entre les lignes actives peut servir aux interconnexions et au conditionnement. La présente forme de réalisation peut être particulièrement utile pour des rangées de détecteurs constituées par un matériau monocristallin de conversion directe. Dans cette configuration, les zones entre les rangées de détecteurs primaires peuvent avoir une ou plusieurs rangées actives pour mesurer la dispersion.
Comme évoqué plus haut, le temps d'exposition est un facteur important pour obtenir des images radiographiques nettes, car des mouvements involontaires d'organes et autres risquent de rendre trop floues les images si les expositions sont réalisées au cours de grands laps de temps. D'une façon générale, pour des examens de l'abdomen, le temps d'exposition doit être limité à environ 1/2 seconde. Les formes de réalisation permettent facilement des intervalles de balayage courts, de l'ordre de 1/2 seconde ou moins.
La Fig. 5 représente une vue partielle en élévation latérale d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique 210 (semblable à celui de la Fig. 3) comprenant au moins une partie de balayage et une partie formant détecteur à panneau plat. Dans au moins une forme de réalisation, la partie de balayage comprend au moins un élément de masquage, qui peut comporter l'un au moins parmi un collimateur classique de rayons X, un collimateur disposé avant le patient et un collimateur disposé au-delà du patient.
Sur la Fig. 5, la source classique 212 de rayons X projette un faisceau continu 214 de rayons X dans la direction du patient 216. Le système 210 comprend un collimateur amovible 218, avant le patient. placé à un emplacement prédéterminé au-dessus du patient 216. Le collimateur 216 avant le patient comporte au moins une, mais généralement plusieurs fentes étroites 240 qui laissent passer un groupe de segments étroits parallèles 242 de faisceau pour balayer le patient 216. Un diaphragme classique de limitation de champ ou un collimateur 215 à rayons X est placé au-dessus ou au-dessous du collimateur 218 avant le patient pour limiter le champ total d'irradiation, selon la pratique connue.
Lorsqu'ils frappent le patient 216, les étroits segments 242 de faisceau sont partiellement désolidarisés ou dispersés, comme indiqué par une pluralité de flèches 241 orientées dans un certain nombre de directions arbitraires. Ces portions dispersées 241 de faisceau ne véhiculent pas d'informations importantes et ont donc tendance à créer un flou ou à réduire le contraste sur toute image radiographique réalisée. D'autre part, des portions des segments 242 de faisceau pénètrent directement à travers le patient 216, et ce sont ces portions de faisceau qui pénètrent dans le patient, appelées irradiation primaire 243, qui véhiculent les informations quant à la configuration de la structure des organes internes du patient.
Considérant à nouveau la Fig. 5, le patient est représenté supporté par une table 220 qui est réalisée en matière relativement légère, transparente aux rayons X. Sous la table 220, un collimateur 224 au-delà du patient est disposé au-dessus du détecteur 222 à panneau plat. Le collimateur 224 au-delà du patient comporte une pluralité de fentes 244 dont la largeur est faible en comparaison de leur profondeur et qui sont plus larges que les fentes 240 du collimateur 218 avant le patient, si bien qu'elles ont une largeur suffisante pour recevoir les segments agrandis 22 de faisceau qui pénètrent dans le patient 216. De préférence, les fentes 244 ont un rapport profondeur/largeur d'au moins 4/1. Dans une forme de réalisation, les deux collimateurs 218, 224 avant et après le patient comportent un nombre identique de fentes et sont sensiblement congruents, bien que le collimateur 224 au-delà du patient soit à une échelle relativement plus grande que celle du collimateur 219 avant le patient.
Lors du fonctionnement, les collimateurs 218, 224 avant et après le patient sont déplacés en synchronisme pour provoquer efficacement un balayage du patient 216 par les divers segments 243 de faisceau. De la sorte, le détecteur 222 à panneau plat est balayé par au moins un des segments 243 de faisceau pénétrant dans le patient 216, ce qui donne une image nette ne comportant ni ombres ni signes de l'existence des collimateurs. Plus important encore, l'utilisation des collimateurs donne une atténuation très efficace de pratiquement la totalité du rayonnement dispersé, si bien que l'image sur le détecteur à panneau plat présente un contraste et une netteté fortement améliorés par rapport à des images prises sans la structure combinée à fentes et plaque selon la présente invention.
Ayant décrit en détail des formes de réalisation de la présente invention, on va maintenant résumer un procédé de fonctionnement. Pour commencer, un patient 216 est placé dans une position appropriée sur la table de radiographie 220. Le système 210 est ensuite mis en marche en lançant le moteur. Le détecteur de démarrage active la commande du tube radiogène pour mettre en marche la source 212 de rayons X lorsqu'un mouvement d'au moins un des collimateurs 218, 224 avant et après le patient est détecté. Le détecteur d'arrêt est ensuite activé par le mouvement d'au moins un des collimateurs 218, 224 avant et après le patient, à la suite de quoi la source 21 de rayons X est arrêtée par la commande de tube radiogène. Au moins un des collimateurs avant et après le patient doit se déplacer sur une distance minimale égale à la largeur d'une fente plus la largeur d'une séparation entre fentes, soit une distance totale par exemple d'environ 2,5 cm. De préférence, au moins un des collimateurs 218, 224 avant et après le patient parcourt deux ou trois fois cette distance (par exemple au moins 5 cm) pour assurer un balayage complet et uniforme du patient 216. On notera qu'à la vitesse minimale de balayage, un balayage sur 5 cm doit être réalisé par exemple en environ 1/2 seconde, ce qui constitue le temps d'exposition maximal approprié pour des radiographies de l'abdomen.
Des améliorations supplémentaires du contraste de l'image peuvent être obtenues en accroissant la profondeur des fentes dans un des collimateurs ou dans les deux, en accroissant la séparation entre les fentes, en ayant des fentes plus étroites ou en ayant un plus grand nombre de fentes plus étroites moins espacées les unes des autres. Une ou plusieurs formes de réalisation du système peuvent être réalisées à l'aide d'une ou plusieurs ouvertures de forme carrée, rectangulaire, circulaire ou autre forme géométrique à la place des fentes allongées dans un seul ou dans les deux collimateurs, comme représenté. Ainsi, chaque fente serait en fait remplacée par un ou plusieurs carrés, rectangles, cercles ou autres formes géométriques et les diverses ouvertures voisines seraient déplacées de telle manière que, lors du balayage du patient par le système, une exposition uniforme du rayonnement sur le détecteur à panneau plat serait réalisée. Cependant, un tel système nécessite une fabrication d'une plus grande précision, car les ouvertures doivent coïncider dans deux dimensions.
Comme indiqué précédemment, au moins une forme de réalisation concerne globalement la configuration d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique (similaire à une ou plusieurs des formes de réalisation présentées plus haut) conçue pour réaliser un examen radiologique diagnostique, en formant au moins une image à contraste accentué d'un objet. Plus particulièrement, une ou plusieurs formes de réalisation concernent un dispositif, système ou appareil radiographique ayant une partie formant détecteur à panneau plat (semblable à celles présentées plus haut) conçue pour être configurée sous la forme d'un scintillateur, d'une configuration directe ou d'un hydride des deux. Dans au moins une forme de réalisation, une ou plusieurs zones ou parties du détecteur à panneau plat (par exemple en arrière du collimateur disposé avant le patient et représenté par des zones ombrées sur les figures) peuvent servir d'espaces inoccupés pour des interconnexions ou comme pixels actifs pour mesurer la dispersion. Par ailleurs, le collimateur amovible au-delà du patient peut être optimisé pour empêcher la dispersion entre des séries de pixels actifs mais permettre la dispersion dans les pixels ombrés, en permettant une mesure des parties dispersées de faisceau d'image.
Dans au moins une forme de réalisation, une partie formant panneau plat du dispositif, système ou appareil radiographique est configurable pour l'une au moins parmi la scintillation classique, la conversion directe et un hybride de scintillation et de conversion directe. La partie formant panneau plat peut comporter une grille empêchant la dispersion dans le détecteur, conçue pour réduire la dispersion et accentuer le contraste. Un dispositif de configuration (par exemple un commutateur et une architecture de balayage à TEC) permet d'utiliser la totalité des composants électroniques de lecture de lignes de données uniquement pour les rangées de données découvertes par le collimateur à fentes avant le patient, certains canaux étant consacrés exclusivement à la mesure de la dispersion à partir des canaux ombrés par le collimateur disposé avant le patient. Le détecteur à panneau plat (par exemple un détecteur de lecture à multiplexage) peut être doté de diverses configurations. Le panneau plat peut être configuré sous la forme d'un scintillateur classique, dont toutes les lignes sont actives et lues comme sur un panneau plat classique. Selon une autre possibilité, le détecteur à panneau plat peut être configuré à l'aide d'un panneau plat à multiplexage avec des rangées de matériau monocristallin de conversion directe en arrière des fentes situées avant le patient. Un tel panneau plat à multiplexage peut être configuré sous la forme d'une configuration spécialisée de balayage de fentes, mais, à de fortes tensions, peut également être apte à servir de détecteur de discrimination d'énergie, à comptage de photons. Dans la présente forme de réalisation, une ou plusieurs des bandes de conversion directe peuvent être séparées par une distance prédéterminée pour limiter le plus possible la dispersion (chaque bande pouvant avoir une largeur de plusieurs rangées de pixels), et un panneau mixte peut comporter quelques rangées de scintillateurs classiques et quelques rangées à conversion directe.
Au moins une forme de réalisation du dispositif, système ou appareil peut comporter une distance modifiable de la source à l'image (autres DSI possibles). Dans la présente forme de réalisation, temps que le rapport de la source au collimateur avant le patient/source à l'image (en abrégé, SCP/SI) reste constant. Dans au moins une forme de réalisation, un support (par exemple un support mécanisé) peut être utilisé pour conserver le rapport SCP/SI lorsque la DSI est changée ou modifiée.
Au moins une forme de réalisation comprend un dispositif, système ou appareil configuré sous la forme d'un système à fentes dans lequel la DSI est variable, mais dans lequel le foyer et/ou la grille avant le patient et/ou le détecteur restent focalisés et alignés. Cette configuration peut être obtenue à l'aide d'un support qui maintient un rapport SCP/SI constant lorsque la DSI est changée. Diverses configurations sont envisagées pour le balayage par le faisceau et pour la conception des fentes des collimateurs. Dans au moins une forme de réalisation, la largeur du faisceau et/ou l'espacement et les dimensions des fentes pourraient changer dans le champ de vision, pour s'adapter à l'apport de la dispersion (adaptation spécifique de la QI/Dose dans le CVC). Une ou plusieurs fentes pourraient être constituées par des trous (avec n'importe quel agencement) et le mouvement pourrait être effectué dans des fentes en 2 D. Par exemple, les fentes pourraient être des cercles concentriques et le mécanisme de balayage modifierait la distance du tube au détecteur (ou avec une distance fixe du tube au détecteur mais une distance variable du tube au patient).
Dans une forme de réalisation, la partie formant détecteur à panneau plat, illustrée sur la Fig. 6, comprend au moins un scintillateur classique ou un détecteur à panneau plat à conversion directe, désigné globalement par le repère 600, ayant des lignes 650. Dans cette forme de réalisation, toutes les lignes 650 sont actives. Dans au moins une forme de réalisation, une ou plusieurs lignes 652 sont conçues pour détecter l'irradiation directe, tandis que les autres lignes 654 de données sont conçues pour mesurer la dispersion (éventuellement pour une image à diffraction ou dispersion).
Dans au moins une forme de réalisation du détecteur à panneau plat illustré sur la Fig. 7, désigné globalement par le repère 700, celui-ci comporte au moins deux bandes actives 752 séparées à la fréquence du collimateur avant le patient. Ces bandes actives peuvent contenir une ou plusieurs lignes actives d'éléments de détection. L'espace inoccupé 764 entre les lignes actives 754 peut servir aux connexions et au conditionnement. Cette forme de réalisation peut être particulièrement utile pour des rangées de détecteurs en matière monocristalline à conversion directe. Dans cette configuration, les zones entre les rangées de détecteurs primaires (c'est-à-dire l'espace inoccupé 754) peuvent comporter une ou plusieurs rangées actives pour mesurer la dispersion.
Dans une forme de réalisation, le détecteur à panneau plat, illustré sur la Fig. 8 et désigné globalement par le repère 800, est une configuration hybride. Dans cette forme de réalisation, une conversion directe est réalisée dans une ou plusieurs zones primaires 870, et une ou plusieurs rangées 872 de scintillateurs sont situées dans les zones intermédiaires.
Les figures 9, 10A et 10B représentent des organigrammes illustrant des procédés de configuration d'un dispositif, système ou appareil de radiologie (radiographie) diagnostique et de formation d'au moins une image à l'aide d'un tel système configuré selon certaines formes de réalisation. Une ou plusieurs formes de réalisation du procédé comprend la configuration d'une partie de balayage et d'une partie formant détecteur à panneau plat du système. Au moins une de ces formes de réalisation, la configuration de la partie de balayage du système, comporte la configuration de la partie de balayage pour une imagerie à grande vitesse d'image et/ou une imagerie à faible dose. Comme indiqué précédemment, la configuration de la partie de balayage pour une grande vitesse moyenne d'image comprend l'emploi au moins du collimateur à fentes amovible disposé avant le patient de façon que le système serve de dispositif de balayage à fente, ce qui permet d'obtenir des avantages de réduction de doses. La configuration de la partie de balayage pour l'imagerie à faible dose consiste à ne pas employer le collimateur à fentes amovible disposé avant le patient, de telle sorte que le système est employé en mode CVC, ce qui permet des acquisitions rapides d'images (fluoroscopie, tomographie, cinématographie, etc.).
Dans au moins une de ces formes de réalisation, la configuration de la partie formant détecteur à panneau plat consiste à configurer la partie formant détecteur à panneau plat pour la mesure de la dispersion, la réalisation d'interconnexions et d'un conditionnement, et un hybride de mesure de dispersion et de réalisation d'interconnexions. Comme indiqué précédemment, la configuration de la partie formant détecteur à panneau plat pour mesurer la dispersion consiste à configurer le détecteur à panneau plat sous la forme d'un scintillateur classique ou d'un panneau plat de conversion directe, toutes les lignes de données étant actives. Une ou plusieurs des lignes de données doit détecter l'irradiation directe, une ou plusieurs des autres lignes de données doit servir à mesurer la dispersion (par exemple pour une imagerie à diffraction ou à dispersion). La configuration de la partie formant détecteur à panneau plat pour réaliser des interconnexions et un conditionnement consiste à configurer le détecteur à panneau plat ayant au moins deux lignes de données actives séparées à la fréquence du collimateur disposé avant le patient. L'espace inutilisé entre les lignes de données actives peut servir aux interconnexions et au conditionnement. Cette configuration peut consister en des rangées de détecteurs constitués d'un matériau monocristallin de conversion directe. En outre, dans cette configuration, les zones entre les rangées de détecteurs primaires peuvent avoir une ou plusieurs rangées actives pour mesurer la dispersion. La configuration de la partie formant détecteur à panneau plat sous la forme d'une configuration hybride consiste à configurer le panneau plat à conversion directe dans les zones primaires et les rangées de scintillateurs de l'une ou de plusieurs zones entre des zones primaires.
La Fig. 9 représente un organigramme détaillé de niveau élevé illustrant un procédé de configuration d'un dispositif, système ou appareil de radiologie (radiographie) diagnostique et formant au moins une image à l'aide de ce système à configuration selon certaines formes de réalisations. Le procédé illustré sur la Fig. 9, désigné globalement par le repère 900, consiste à déterminer la nécessité d'effectuer un balayage, bloc 910. Après la détermination de la nécessité d'exécuter le balayage, le procédé 900 comporte une configuration d'une partie de balayage et d'une partie formant détecteur à panneau plat du système, respectivement blocs 920 et 930. Dans au moins une forme de réalisation, la configuration de la partie de balayage du dispositif, bloc 920, consiste à configurer la partie de balayage pour une imagerie à grande vitesse d'image et/ou une imagerie à faible dose. Comme indiqué précédemment, la configuration de la partie de balayage pour une grande vitesse moyenne d'image consiste à employer au moins le collimateur à fentes amovible disposé avant le patient de façon que le système serve de dispositif de balayage à fentes, ce qui présente des avantages de réduction des doses. La configuration de la partie de balayage pour l'imagerie à faible dose consiste à ne pas employer le collimateur à fentes amovible disposé avant le patient, si bien que le système est employé en mode CVC, ce qui permet des acquisitions rapides d'images (fluoroscopie, tomographie, cinématographie, etc.).
Dans au moins une forme de réalisation, la configuration de la partie formant détecteur à panneau plat, bloc 930, consiste à configurer la partie formant détecteur à panneau plat pour une scintillation classique et/ou une conversion directe et/ou un hybride de scintillation et de conversion directe. Comme indiqué précédemment, la configuration de la partie formant détecteur à panneau plat sous la forme d'un scintillateur classique consiste à configurer le détecteur à panneau plat avec toutes les lignes de données actives. Une ou plusieurs des lignes de données peuvent détecter une irradiation directe, une ou plusieurs des autres lignes de données peuvent servir à mesurer la dispersion (éventuellement pour une imagerie à diffraction ou à dispersion). La configuration de la partie formant détecteur à panneau plat pour réaliser des interconnexions et un conditionnement consiste à configurer le détecteur à panneau plat ayant au moins deux lignes actives de données séparées à la fréquence du collimateur disposé avant le patient. L'espace inoccupé entre les lignes actives de données peut servir aux interconnexions et au conditionnement. Cette configuration peut comporter une ou plusieurs rangées de détecteurs (constituées par exemple par un matériau monocristallin de conversion directe). En outre, dans cette configuration, une ou plusieurs des zones entre les rangées de détecteurs primaires peuvent avoir quelques rangées actives pour mesurer la dispersion. La configuration de la partie formant détecteur à panneau plat sous la forme d'une configuration hybride consiste à configurer le panneau plat à conversion directe dans une ou plusieurs des zones primaires, et des rangées de scintillateurs dans une ou plusieurs des zones entre les zones primaires.
Les figures 10A et 10B représentent un organigramme détaillé illustrant un procédé de configuration d'un dispositif, système ou appareil radiologique (radiographique) diagnostique et de formation d'au moins une image à l'aide de ce système configuré selon certaines formes de réalisation. Le procédé illustré sur les figures 10A et 10B, désigné globalement par le repère 1000, consiste à décider de l'exécution d'un balayage, bloc 1010.Dans au moins une forme de réalisation, le procédé 1000 comprend la détermination de la nécessité d'un balayage à faible dose, losange 1012. Si un balayage à faible dose est nécessaire, un collimateur à fentes amovible disposé avant le patient est utilisé ou employé dans le système, bloc 1018, de telle sorte que la système est employé en mode CVC, permettant des acquisitions rapides d'image (fluoroscopie, tomographie, cinématographie, etc.). Si on n'a pas besoin d'un balayage à faible dose, le procédé 1000 consiste à déterminer si une imagerie à grande vitesse d'image est nécessaire, losange 1014. Si une imagerie à grande vitesse d'image est nécessaire, le collimateur à fentes amovible disposé avant le patient n'est pas utilisé, ni employé ni retiré du système, bloc 1016. Comme indiqué précédemment, la configuration de la partie de balayage pour une grande vitesse moyenne d'image offre des avantages de réduction des doses.
Au moins une forme de réalisation du procédé 1000 consiste à déterminer la nécessité d'une réduction supplémentaire de la dispersion, losange 1021. Si une réduction supplémentaire de la dispersion est nécessaire, au moins un collimateur disposé au-delà du patient peut être utilisé dans le système, bloc 1022. Si on n'a pas besoin d'une réduction supplémentaire de la dispersion, le procédé 1000 consiste à déterminer la nécessité de la détection de l'irradiation directe et de la mesure de la dispersion, losange 1024. Si une détection de l'irradiation directe et une mesure de la dispersion sont nécessaires, au moins une forme de réalisation du panneau plat peut servir de scintillateur classique ou de détecteur à conversion directe ayant toutes les lignes de données actives, bloc 1026. De la sorte, une partie des lignes de données doivent détecter l'irradiation directe, d'autres lignes de données peuvent servir à mesurer la dispersion (par exemple pour une imagerie à diffraction ou dispersion).
Il doit être entendu que la configuration du détecteur à panneau plat pour une conversion directe, ayant des lignes actives séparées à la fréquence du collimateur avant le patient ou sous la forme d'un hybride, 1026, 1031, 1032, peut avoir lieu pendant la conception du système. Cependant, il est envisagé des formes de réalisation dans lesquelles cette configuration peut être choisie pendant le fonctionnement.
Dans au moins une forme de réalisation, le procédé 1000 consiste à déterminer la nécessité d'un espace dans le détecteur à panneau plat pour des interconnexions et un conditionnement, losange 1028. Si cet espace est nécessaire, le détecteur à panneau plat est configuré avec deux lignes actives de données ou davantage, séparées à la fréquence du collimateur avant le patient, bloc 1031. Cependant, si cet espace n'est pas nécessaire, le détecteur à panneau plat peut être configuré sous la forme d'un hybride, bloc 1032, ayant une conversion directe dans les zones primaires et des rangées de scintillateurs dans les zones intermédiaires. Le procédé 1000 consiste en outre à exécuter un balayage, en formant au moins une image à l'aide du système configuré. 30
Liste des repères Système 10 Source de rayons X 12 Faisceau de rayons X 14 Objet/patient 16 Premier élément de masquage/collimateur à fentes avant le patient 18
Table 20
Détecteur à panneau plat 22 l0 Processeur 26 Vidéoprocesseur 28 Ecran d'affichage 30 Fentes étroites 40 Segments de faisceau 42 Système 210 Source de rayons X 212 Faisceau de rayons X 214 Limitation de champ ou collimateur de rayons X 215 Objet/patient 216 Premier élément de masquage/collimateur à fentes avant le patient 218
Table 220
Détecteur à panneau plat 222 Plaque à fentes arrière 224 Processeur 226 Vidéoprocesseur 228 Ecran d'affichage 230 Fentes étroites 240 Dispersion 241 Segments de faisceau 242 Irradiation primaire 243 Fentes 244 Détecteur à panneau plat 600 Lignes 650 Lignes servant à détecter l'irradiation 652 Lignes servant à détecter la dispersion 654 Détecteur à panneau plat 710 Lignes actives 752 Espace inoccupé 754 Détecteur à panneau plat 810 Zones primaires 870 Rangées de scintillateurs 872 Procédé de configuration d'un dispositif radiologique diagnostique 900 Déterminer la nécessité d'un balayage 910 Configurer la partie de balayage pour une grande vitesse d'image et une imagerie à faible dose 920 Configurer le détecteur à panneau plat pour une scintillation normale, une conversion directe ou un hybride 930 Exécuter un balayage en formant au moins une image 940 Procédé de configuration d'un dispositif ou système radiologique diagnostique 1000 Déterminer la nécessité d'un balayage 1010 Déterminer la nécessité d'un balayage à faible dose 1012 Déterminer la nécessité d'une imagerie à grande vitesse d'image 1014 Retirer le collimateur à fentes amovible avant le patient 1016 Utiliser le collimateur à fentes amovible avant le patient 1018 Déterminer la nécessité d'une nouvelle réduction de la dispersion 1021 Utiliser le collimateur au-delà du patient 1022 Déterminer la nécessité de la détection de l'irradiation directe et de la mesure de la dispersion 1024 Configurer le panneau plat sous la forme d'un détecteur à conversion directe 1026 Déterminer la nécessité d'un conditionnement et d'interconnexions 1028 Configurer le panneau plat avec les lignes actives séparées à la fréquence du collimateur avant le patient 1031 Utiliser le détecteur à panneau plat comme détecteur hybride 1032 Exécuter un balayage en formant au moins une image 1034
Claims (7)
1. Système diagnostique (10, 210) pour former au moins une image d'un objet (16, 216) à contraste accentué, le système (10, 210) comprenant: une source (12, 212) de faisceau conçue pour produire un faisceau d'imagerie (14, 214) ; un élément de masquage conçu pour former au moins une portion (42, 242) de faisceau à partir dudit faisceau d'imagerie (14, 214) et conçu pour produire une image de l'objet (16, 216) ; et un détecteur (22, 222) à panneau plat placé sur un trajet d'au moins une portion (42, 242) de faisceau pénétrant dans l'objet (16, 216) et conçu pour former au moins une image de l'objet (16, 216).
2. Système (10, 210) selon la revendication 1, dans lequel ledit élément de masquage comprend au moins un collimateur amovible (18, 218) disposé avant le patient, ayant au moins une fente (40, 240) placée sur un trajet dudit faisceau d'imagerie (14, 214).
3. Système (10, 210) selon la revendication 1, dans lequel ledit élément de masquage comporte au moins un collimateur (224) disposé au-delà du patient, ayant au moins une fente (244) placée sur ledit trajet de ladite au moins une portion (42, 242) de faisceau pénétrant dans l'objet (16, 216).
4. Système (10, 210) selon la revendication 1, dans lequel ledit élément de masquage comporte des collimateurs amovibles avant le patient (18, 218) et après le patient (224).
5. Système (10, 210) selon la revendication 1, dans lequel ledit détecteur (22, 222) à panneau plat est configuré pour une scintillation classique.
6. Système (10, 210) selon la revendication 1, dans lequel ladite partie formant détecteur (22, 222) à panneau plat est configurée pour une conversion directe.
7. Système (10, 210) selon la revendication 1, dans lequel ledit détecteur (22, 222) est configuré sous la forme d'un hybride de scintillation et de conversion directe.
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