WO1994013005A1 - Dispositif generateur d'images par effet de luminescence - Google Patents

Dispositif generateur d'images par effet de luminescence Download PDF

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WO1994013005A1
WO1994013005A1 PCT/FR1993/001120 FR9301120W WO9413005A1 WO 1994013005 A1 WO1994013005 A1 WO 1994013005A1 FR 9301120 W FR9301120 W FR 9301120W WO 9413005 A1 WO9413005 A1 WO 9413005A1
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phosphor
generating device
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PCT/FR1993/001120
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Inventor
Paul De Groot
Original Assignee
Thomson Tubes Electroniques
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    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J31/00—Cathode ray tubes; Electron beam tubes
    • H01J31/08—Cathode ray tubes; Electron beam tubes having a screen on or from which an image or pattern is formed, picked up, converted, or stored
    • H01J31/50—Image-conversion or image-amplification tubes, i.e. having optical, X-ray, or analogous input, and optical output
    • H01J31/501—Image-conversion or image-amplification tubes, i.e. having optical, X-ray, or analogous input, and optical output with an electrostatic electron optic system

Definitions

  • the invention relates to devices producing images under the effect of an excitation of a luminescent screen. It relates more particularly (but not exclusively) to the cathodoluminescent screens of the radiological image intensifier tubes (called in short: IIR tube).
  • FIG. 1 shows schematically a conventional radiodiagnostic equipment.
  • This equipment includes an X-ray source SX delivering RX radiation to which a patient P is exposed.
  • the X-radiation carrying a radiological image is picked up by an IIR tube.
  • the IIR tube generally comprises a vacuum-tight enclosure 2 closed at one end by an FE entry window through which X-ray radiation penetrates. This X-ray radiation then meets an EE input screen whose function is to translate the intensity of the incident X-ray radiation at each point of its surface, by a number of electrons (not shown).
  • the input screen EE generally comprises a scintillator SC associated with a photocathode PhC.
  • the scintillator converts X-rays into visible photons which are themselves converted into electrons by the photocathode.
  • a DE electrode device accelerates these electrons and focuses them on a cathodoluminescent screen called the ES output screen.
  • the exit screen ES is arranged near an exit window FS or exit wall located at the second end of the tube IIR, opposite the entry window FE.
  • the impact of the electrons on the ES cathodoluminescent screen makes it possible to reconstruct the image (amplified in luminance) which at the start was formed on the surface of the photocathode PhC of the input screen.
  • the exit window FS is a transparent part generally made of glass (or which can also be constituted by a fiber optic device), which can be made for example of an insert on the envelope of the enclosure 2, or even constitute a part of this envelope.
  • the exit window FS carries the cathodoluminescent screen ES, which generally consists of a layer of phosphor material. Under these conditions, the visible light image formed by the cathodoluminescent screen ES is visible outside the tube IIR, through the exit window FS.
  • the image delivered by the cathodoluminescent output screen ES is generally observed by means of an optical device DO, arranged outside the IIR tube, centered for example on a longitudinal axis 5 of the IIR tube, axis around which the ES cathodoluminescent screen is also centered.
  • This image can optionally be distributed by the optical device Do on the one hand, to different image detectors such as for example cinematographic and photographic cameras respectively marked 6, 7, arranged on either side of the device optics Do on a second axis 8 perpendicular to the axis 5 of the tube, and on the other hand to an image detector constituted by a camera CT of television shots.
  • image detectors such as for example cinematographic and photographic cameras respectively marked 6, 7, arranged on either side of the device optics Do on a second axis 8 perpendicular to the axis 5 of the tube, and on the other hand to an image detector constituted by a camera CT of television shots.
  • the television camera CT is connected to a display device DV which can display "live" the image which is delivered in the form of electrical signals by the television camera CT (case of radioscopy).
  • the camera CT is also connected to an ATS signal acquisition and processing device which can store and process in digital form the signals relating to the image (case of digital radiography) and possibly correct the 'picture displayed by the DV display device.
  • Equipment such as that shown in FIG. 1 is commonly used successively in fluoroscopy or radioscopy mode, and in digital radiography mode. However, these two modes pose different problems.
  • the doses of X-rays are often large (and the duration of application of the radiation is very short (a few milliseconds).
  • the repetition rate of the images is variable according to the applications, from a few images per second up to the television frequency, and the desired image resolution is as high as possible.
  • the radiological imaging system shown in FIG. 1 operates at the television frequency (25 or 30 images / s), with much lower X-ray doses, but the resolution of the details sought. is lower. Due to the low doses of X-rays used, the space-time fluctuation (quantum fluctuation of X-rays) is perceptible in the video image delivered through the radiological imaging system. To attenuate this fluctuation, and improve the quality of the image, it is necessary to operate a temporal integration of the light intensity at each point of the image, to obtain a "smoothing" of the apparent temporal noise. There is obviously a practical compromise between a duration of integration sufficient to reduce the noise, and a duration of integration short enough not to introduce "blurring" around the image of the moving parts (drag effect).
  • the present invention proposes to produce by the IIR tube simultaneously at least two visible images, having different remanences, and to select the visible image having the most suitable remanence for the envisaged operating mode (radioscopy or radiography digital).
  • the invention proposes on the one hand to produce the luminescent screen of the image generator (or output screen in the case of an IIR tube), using a mixture of at least two phosphor materials which differ both in their remanence and in the frequency range of their spectral emissions.
  • the radiation emitted by the luminescent screen is composed by the addition of rays of different spectral composition and remanence, the number of different rays being the same as the number of different phosphor materials.
  • the different phosphors being subjected to the same excitation radiation, they emit in response lights corresponding to different spectral bands or "colors" each containing the same image, "each color” corresponding to a different remanence. If care is taken to choose the different emission spectra so that they do not overlap significantly, it then becomes possible to observe an image having the chosen remanence by selecting the color to which it corresponds, at using an optical filter.
  • the excitation radiation is constituted by all radiations capable of generating the phenomenon of luminescence with phosphors.
  • This excitation radiation is formed of electrons emitted by a photocathode PhC in the case of an IIR tube, and in this case the image produced by the output screen ES is received by one (or more) detector. images.
  • the invention can also be applied to other cases, for example to cathode ray tubes (abbreviated to "TRC”) and in this case the electrons are produced by an electron gun and bombard or excite a mixture.
  • TRC cathode ray tubes
  • the invention therefore relates to an image generating device comprising a luminescent screen subjected to excitation radiation, characterized in that the luminescent screen comprises a mixture of at least two phosphor materials emitting with different emission spectra and different remanences.
  • FIG. 2 schematically shows medical imaging equipment using an IIR tube according to the invention.
  • FIG. 2 represents an IIR tube 10 produced so as to produce images in accordance with the invention.
  • the IIR tube 10 is used in medical imaging equipment 11 comprising an SX source producing an X-ray X-ray.
  • the X-ray passes through a patient P to be examined, then meets the IIR tube 10. It crosses the entry window FE of the tube 10 then meets the EE input screen of the latter.
  • This input screen is conventional, and as in the example in FIG. 1, in response to X-radiation, it produces electrons (not shown) which are accelerated by a device of DE electrodes towards the output window FS of the IIR tube.
  • the cathodoluminescent screen ES 1 is formed using at least two different luminescent materials A, B, such that at each of the points of the cathodoluminescent screen ESI corresponding to a elementary image surface, there are two different phosphor materials A, B.
  • the two phosphor materials A, B are represented respectively by crosses and dots.
  • the different phosphor materials which constitute the ESI catholuminescent screen are chosen on the one hand, to emit in the visible with different remanences, and on the other hand to present different emission spectra, that is to say for emit at different wavelengths and therefore at different colors.
  • the ESI cathodoluminescent screen produces simultaneously several monochrome images of different colors (as many as there are different phosphor materials to constitute the cathodoluminescent screen) which each reproduce the image initially formed on the photocathode PhC.
  • each monochrome image exhibits a different remanence from those presented by monochrome images of another color.
  • the images produced by the ESI cathodoluminescent screen are visible outside the IIR tube 10 through the FS output window, and it is then easy to transmit to at least one image detector (or the eye of an observer) of the images having the desired remanence, by favoring the transmission of light having the corresponding color, as is explained further in a continuation of the description.
  • the CT image detector is connected to a DV display device and to an ATS signal acquisition and processing device, so as to allow operation either in fluoroscopy mode (fluoroscopy), either in digital radiography mode.
  • the CT image detector is constituted for example by a television camera whose sensor (not shown) is of the CCD type so that it does not add remanence to that of the received image.
  • a light transmission device TL acting on the light transmission selectively as a function of its wavelength is arranged between the camera CT and the optical device DO, in order to determine the remanence of the images received by this camera.
  • the transmission device TL comprises at least one optical filter Fo acting in the corresponding spectral band to one of the colors emitted by the ESI cathodoluminescent screen.
  • An optical filter Fo can for example be either of the colored filter type, having the color of the spectrum to be transmitted with the minimum attenuation, or of the interference filter type which, compared to the previous one, offers the advantage of having steep transition slopes between the parts of the spectra transmitted and not transmitted.
  • the ESI cathodoluminescent screen is formed using only two different phosphor materials (which may constitute the most common embodiment), in order to emit with two different remanences simultaneously:
  • the first phosphor material A can for example be in Y 9 O 0 • E (corresponding to phosphorus P56 according to the international reference "JEDEC”), emitting red light centered on the wavelength 0, 620 micrometer, with a remanence or persistence of the order of 1 millisecond, which is suitable in the case of digital radiography.
  • JEDEC phosphorus P56 according to the international reference "JEDEC”
  • the second phosphor material B can be for example in ZnSiO. This (corresponding to phosphorus P39 according to the international reference "JEDEC"), emitting a green light centered on the wavelength 0, 550 micrometer, with a remanence of the order of 60 milliseconds which is well suited to the case of radioscopy.
  • the phosphor materials A and B are generally present at the start in the form of powder, so that the ESI cathodoluminescent screen can be produced for example in a layer in the same manner as in the prior art, except that in the case of the invention, this layer comprises the two powders previously mixed with phosphor materials A and
  • the monochrome red and green images being emitted simultaneously, respectively for the phosphors A and B which constitute the cathodoluminescent screen, if an optical filter Fo is interposed in order to let pass selectively one or the other of the red or green rays, it it is possible to transmit only the light whose remanence is best suited to the use of the radiological system towards the television camera CT.
  • the ESI cathodoluminescent screen comprises only two different phosphor materials A, B emitting for example respectively in red and green as in the example of FIG. 1, two different remanences can be obtained using a single optical filter Fo, depending on whether the latter is interposed or not.
  • the CT camera receives the two red and green monochrome images, the green image having a strong remanence.
  • the overall image (given by the superimposition of the red and green monochrome images) can be considered by the eye to be with strong remanence (presenting a low noise), if the percentage of green light is sufficiently large relative to to that of red light. This case therefore corresponds to operation in fluoroscopy mode.
  • Such a configuration where two remanences can be successively selected using a single optical filter Fo interposed or not, can be obtained for example with phosphor materials A and B corresponding respectively to type P56 and to type P39 as previously mentioned, mixed in proportions by weight of approximately 10 to 50% for the phosphor A and approximately 50 to 90% for the phosphor B.
  • the dosage of the different phosphor materials A, B must also take into account the light output specific to each of these materials.
  • the spectral transmission characteristic of the optical filter Fo, and of the spectral radiation characteristics of each of the phosphors it is possible to obtain any desired remanence value, comprised between the remanence values specific to each phosphor materials A, B which constitute the cathodoluminescent screen or ESI output screen.
  • the maximum remanence is obtained because the maximum of green light (with strong remanence) reaches the camera CT.
  • a wavelength selective optical filter Fo which does not act on red light; but acting on the green light in such a way as to transmit a quantity of it between the maximum and the minimum, the ratio of the light of strong remanence to the light of low remanence is modified in the light received by the CT camera, and we therefore modify the resulting "overall" remanence for the eye.
  • At least one optical filter Fo of the colored filter type colored in the example with a red color, and whose thickness E is less than the thickness necessary to completely absorb the light of the other color, namely in the example the green light.
  • optical filters acting substantially in the same wavelength range, with similar or different attenuation powers, a choice of possible remanence values is obtained, the number of which is the same as that of different attenuation values capable of being obtained by each of the optical filters and for the combinations of these filters.
  • Such a set of optical filters can be constituted for example by separate filters, possibly superimposable to add their attenuation, or even for example by a colored filter Fo whose thickness (and therefore the transmission) varies, gradually or not.
  • the thickness E is the maximum thickness of the optical filter Fo, and it makes it possible to attenuate as much as possible the transmission of light not having the color of the filter; this results in the lowest remanence.
  • the thicknesses el, e2 which are smaller and smaller with respect to the maximum thickness E respectively represent a first and a second intermediate optical filters Fol, Fo2 which attenuate less and less, and make it possible to obtain two values different remanences, values which are intermediate between the minimum value and the maximum value which it is obtained when no filter is interposed.

Landscapes

  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

L'invention concerne les écrans luminescents, notamment les écrans de sortie des tubes intensificateurs d'image radiologiques. Elle concerne particulièrement des moyens pour sélectionner la rémanence en fonction de l'utilisation. Un écran luminescent (ES1) conforme à l'invention est constitué à l'aide d'au moins deux matériaux luminophores (A, B) présentant des rémanences différentes et des spectres d'émission différents. Au moins un filtre optique (Fo) sélectif en longueurs d'ondes est associé à l'écran luminescent (ES1), en vue de sélectionner une rémanence choisie en transmettant la bande spectrale correspondante.

Description

DISPOSITIF GENERATEUR D'IMAGES PAR EFFET DE LUMINESCENCE
L'invention se rapporte à des dispositifs produisant des images sous l'effet d'une excitation d'un écran luminescent . Elle concerne plus particulièrement (mais non exclusivement) les écrans cathodoluminescents des tubes intensificateurs d'images radiologiques (appelés en abrégé : tube IIR) .
En prenant pour exemple le cas des tubes IIR, ces tubes sont utilisés principalement en imagerie médicale, c'est-à-dire dans le cadre du radiodiagnostic, où ils produisent une image visible qui traduit l'image radiologique d'un patient. La figure 1 montre schématiquement un équipement de radiodiagnostic classique . Cet équipement comporte une source SX de rayons X délivrant un rayonnement RX auquel est exposé un patient P .
De l'autre côté du patient P, c'est-à-dire à l'opposé de la source SX, le rayonnement X porteur d'une image radiologique est capté par un tube IIR.
Le tube IIR comprend généralement une enceinte 2 étancbe au vide fermée à une extrémité par une fenêtre d'entrée FE par laquelle pénètre le rayonnement X . Ce rayonnement X rencontre ensuite un écran d'entrée EE dont la fonction est de traduire l'intensité du rayonnement X incident en chaque point de sa surface , par un nombre d'électrons (non représentés) .
A cette fin l'écran d'entrée EE comprend généralement un scintillateur SC associé à une photocathode PhC . Le scintillateur convertit le rayonnement X en photons visibles qui sont eux-mêmes convertis en électrons par la photocathode .
Un dispositif d'électrodes DE accélère ces électrons et les focalise sur un écran cathodoluminescent appelé écran de sortie ES . L'écran de sortie ES est disposé à proximité d'une fenêtre de sortie FS ou paroi de sortie située à la seconde extrémité du tube IIR, à l'opposé de la fenêtre d'entrée FE . L'impact des électrons sur l'écran cathodoluminescent ES permet de reconstituer l'image (amplifiée en luminance) qui au départ était formée sur la surface de la photocathode PhC de l 'écran d'entrée . La fenêtre de sortie FS est une pièce transparente généralement en verre (ou pouvant être aussi constituée par un dispositif d'optique à fibres) , qui peut être faite par exemple d'une pièce rapportée sur l'enveloppe de l'enceinte 2 , ou même constituer une partie de cette enveloppe . La fenêtre de sortie FS porte l'écran cathodoluminescent ES qui, généralement, est constitué par une couche de matériau luminophore . Dans ces conditions , l'image en lumière visible formée par l'écran cathodoluminescent ES est visible à l'extérieur du tube IIR, au travers de la fenêtre de sortie FS . L'image délivrée par l'écran de sortie cathodoluminescent ES est observée généralement par l'intermédiaire d'un dispositif optique DO, disposé à l'extérieur du tube IIR, centré par exemple sur un axe longitudinal 5 du tube IIR, axe autour duquel est également centré l'écran cathodoluminescent ES . Cette image peut être éventuellement distribuée par le dispositif optique Do d'une part, vers différents détecteurs d'images tels que par exemple des caméras de prise de vues cinématographiques et photographiques respectivement repérée 6, 7 , disposées de part et d'autre du dispositif optique Do sur un second axe 8 perpendiculaire à l'axe 5 du tube , et d'autre part vers un détecteur d'image constitué par une caméra CT de prises de vues de télévision .
La caméra de télévision CT est reliée à un dispositif de visualisation DV pouvant afficher en "direct" l'image qui est délivrée sous la forme de signaux électriques par la caméra CT de télévision (cas de la radioscopie) . Dans l'exemple représenté, la caméra CT est reliée également à un dispositif d'acquisition et de traitement de signaux ATS qui peut stocker et traiter sous forme numérique les signaux relatifs à l'image (cas de la radiographie numérique) et éventuellement corriger l'image affichée par le dispositif de visualisation DV .
Un équipement tel que celui montré à la figure 1 est couramment utilisé successivement en mode fluoroscopie ou radioscopie, et en mode radiographie numérique . Cependant ces deux modes posent des problèmes différents .
Dans le cas de la radiographie numérique, les doses de rayons X sont souvent importantes (et la durée d'application du rayonnement est très courte (quelques millisecondes) . La cadence de répétition des images est variable selon les applications , depuis quelques images par seconde jusqu'à la fréquence télévision, et la résolution d'image recherchée est la plus élevée possible .
Dans le cas de la fluoroscopie ou radioscopie, le système d'imagerie radiologique montré à la figure 1 opère à la fréquence télévision (25 ou 30 images/s) , avec des doses de rayonnement X beaucoup plus faibles, mais la résolution des détails recherchée est inférieure . Du fait des faibles doses de rayonnement X utilisées, la fluctuation spatio-temporelle (fluctuation quantique du rayonnement X) est perceptible dans l'image vidéo délivrée à travers le système d'imagerie radiologique . Pour atténuer cette fluctuation, et améliorer la qualité de l'image , il est nécessaire d'opérer une intégration temporelle de l'intensité lumineuse en chaque point de l'image, pour obtenir un "lissage" du bruit temporel apparent . Il existe évidemment un compromis pratique entre une durée de l'intégration suffisante pour réduire le bruit, et une durée d'intégration assez courte pour ne pas introduire de "flou" autour de l'image des organes mobiles (effet de traînée) .
Pour obtenir l'atténuation du bruit perceptible, en fluoroscopie, plusieurs solutions sont actuellement employées : a - Utilisation d'une caméra de prise de vue de télévision équipée d'un tube rémanent. b - L'utilisation d'un écran luminescent rémanent en sortie du tube intensif icateur d'image . c - L'utilisation d'un traitement d'image , sur la base d'un cumul partiel du signal vidéo de chaque point de l'image , pour plusieurs trames successives .
Pour ce qui concerne les deux premières solutions (a) et (b) : elles présentent comme inconvénient d'optimiser le système d'imagerie radiologique pour la radioscopie, au détriment de son utilisation en radiographie numérique . En effet, en radiographie numérique il est souhaitable que la remanence (persistance de la luminescence) soit la plus faible possible, notamment pour réduire le "flou" qu'introduirait cette remanence pour l'observation d'organes en mouvement (coeur, par exemple) ou l'introduction d'agents opacifiants . Il est à noter qu'actuellement, les caméras de prise de vue de télévision sont de plus en plus couramment équipées de capteurs photosensibles du type CCD (de l'anglais "Charge Coupled Device" ) , qui introduisent une très faible remanence, et qui sont donc aptes à capter des images en mode "rapide" , c'est-à-dire en mode radiographie numérique, mais qui, sans intégration numérique, produisent des images trop bruyantes en mode fluoroscopie .
En ce qui concerne la troisième solution (c) : elle impose des moyens lourds et onéreux, notamment pour la mise en oeuvre d'une mémoire d'image à haute résolution .
Pour répondre à ces problèmes, la présente invention propose de produire par le tube IIR simultanément au moins deux images visibles, présentant des remanences différentes, et de sélectionner l'image visible ayant la remanence la plus appropriée au mode de fonctionnement envisagé (radioscopie ou radiographie numérique) .
A cette fin, l'invention propose d'une part de réaliser l'écran luminescent du générateur d'image (ou écran de sortie dans le cas d'un tube IIR) , à l'aide d'un mélange d'au moins deux matériaux luminophores qui se différencient à la fois par leur remanence et par la plage de fréquence de leurs émissions spectrales .
Dans cette configuration, le rayonnement émis par l'écran luminescent, en chacun de ses points correspondant à une surface élémentaire d'image , est composé par l'addition de rayonnements de composition spectrale et de remanence différentes, le nombre des rayonnements différents étant le même que le nombre des matériaux luminophores différents . Dans ces conditions, les différents luminophores étant soumis à un même rayonnement d'excitation, ils émettent en réponse des lumières correspondant à des bandes spectrales ou "couleurs" différentes contenant chacune une même image, "chaque couleur" correspondant à une remanence différente . Si l'on prend soin de choisir les différents spectres d'émission de manière à ce qu'ils ne se superposent pas significativement, il devient alors possible d'observer une image ayant la remanence choisie en sélectionnant la couleur à laquelle elle correspond, à l'aide d'un filtre optique . Le rayonnement d'excitation est constitué par tous rayonnements susceptibles d'engendrer le phénomène de luminescence avec des luminophores . Ce rayonnement d'excitation est formé d'électrons émis par une photocathode PhC dans le cas d'un tube IIR, et dans ce cas l'image produite par l'écran de sortie ES est reçue par un (ou plusieurs) détecteur d'images .
Mais l'invention peut s'appliquer aussi bien à d'autre cas , par exemple aux tubes à rayons cathodiques, (en abrégé "TRC" ) et dans ce cas les électrons sont produits par un canon à électrons et bombardent ou excitent un mélange de matériaux luminophores différents portés par l'écran de visualisation du TRC .
L'invention concerne donc un dispositif générateur d'images comportant un écran luminescent soumis à un rayonnement d'excitation, caractérisé en ce que l'écran luminescent comporte un mélange d'au moins deux matériaux luminophores émettant avec des spectres d'émission différents et des remanences différentes .
L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit, faite à titre d'exemple non limitatif en référence aux dessins annexés, parmi lesquels :
- la figure 1, déjà décrite, monte de façon schématique un équipement d'imagerie médicale à rayons X utilisant un tube IIR classique pour produire une image visible ;
- la figure 2 montre de manière schématique un équipement d'imagerie médicale utilisant un tube IIR conforme à l'invention . La figure 2 représente un tube IIR 10 réalisé de manière à produire des images conformément à l'invention. Le tube IIR 10 est utilisé dans un équipement d'imagerie médicale 11 comportant une source SX produisant un rayonnement X RX. D'une même manière que dans le cas expliqué en référence à la figure 2 , le rayonnement X passe par un patient P à examiner, puis rencontre le tube IIR 10. Il traverse la fenêtre d'entrée FE du tube 10 puis rencontre l'écran d'entrée EE de ce dernier . Cet écran d'entrée est classique, et comme dans l'exemple de la figure 1 , en réponse au rayonnement X, il produit des électrons (non représentés) qui sont accélérés par un dispositif d'électrodes DE vers la fenêtre de sortie FS du tube IIR . A proximité de la fenêtre de sortie FS , ces électrons sont focalisés sur un écran cathodoluminescent ou écran de sortie ESI qui, sous l'effet du bombardement électronique, émet dans le visible . Suivant une caractéristique de l'invention , l'écran cathodoluminescent ES 1 est constitué à l'aide d'au moins deux matériaux luminescents A, B différents, de telle manière qu'en chacun des points de l'écran cathodoluminescent ESI correspondant à une surface élémentaire d'image, existent les deux matériaux luminophores A, B différents . Sur la figure 2 les deux matériaux luminophores A, B sont représentés respectivement par des croix et des points .
Les différents matériaux luminophores qui constituent l'écran catholuminescent ESI sont choisis d'une part, pour émettre dans le visible avec des remanences différentes, et d'autre part pour présenter des spectres d'émission différents , c'est-à-dire pour émettre à des longueurs d'onde différentes et donc à des couleurs différentes .
Sous l'effet de l'excitation par les électrons issus de la photocathode PhC, l'écran cathodoluminescent ESI produit simultanément plusieurs images monochromes de couleurs différentes (autant qu'il y a de matériaux luminophores différents pour constituer l'écran cathodoluminescent) qui reproduisent chacune l'image initialement formée sur la photocathode PhC .
Dans ces conditions, chaque image monochrome présente une remanence différente de celles présentées par les images monochromes d'une autre couleur . Les images produites par l'écran cathodoluminescent ESI sont visibles à l'extérieur du tube IIR 10 au travers de la fenêtre de sortie FS , et il est alors facile de transmettre vers au moins un détecteur d'images (ou l'oeil d'un observateur) des images présentant la remanence voulue , en favorisant la transmission de la lumière ayant la couleur correspondante , comme il est davantage expliqué dans une suite de la description .
Comme dans l'exemple de la figure 1, un dispositif optique DO situé à l'extérieur du tube IIR 10 sur un axe longitudinal 5 de ce dernier, capte les images délivrées par l'écran cathodoluminescent ESI et les transmet vers un détecteur d'images CT également, disposé suivant l'axe longitudinal 5. Le détecteur d'images CT est relié à un dispositif de visualisation DV et à un dispositif d'acquisition et de traitement de signaux ATS , de manière à permettre un fonctionnement soit en mode fluoroscopie (radioscopie) , soit en mode radiographie numérique . Le détecteur d'image CT est constitué par exemple par une caméra de prises de vues de télévision dont le capteur (non représenté) est du type CCD de telle sorte qu'elle n'ajoute pas de remanence à celle de l'image reçue .
Suivant une caractéristique de l'invention , un dispositif de transmission de la lumière TL agissant sur la transmission de lumière de façon sélective en fonction de sa longueur d'onde, est disposé entre la caméra CT et le dispositif optique DO, en vue de déterminer la remanence des images reçues par cette caméra. A cette fin le dispositif de transmission TL comporte au moins un filtre optique Fo agissant dans la bande spectrale correspondant à l'une des couleurs émises par l'écran cathodoluminescent ESI . Un filtre optique Fo peut être par exemple soit du type filtre coloré, ayant la couleur du spectre à transmettre avec l'atténuation minimum, soit du type filtre interférentiel qui par rapport au précédent offre l'avantage de présenter des pentes de transition plus forte entre les parties du spectres transmises et non transmises .
En supposant pour simplifier la description, que l'écran cathodoluminescent ESI soit constitué à l'aide de seulement deux matériaux luminophores différents (ce qui peut constituer le mode de réalisation le plus courant) , afin d'émettre avec simultanément deux remanences différentes :
- le premier matériau luminophore A peut être par exemple en Y9O0 • E (correspondant au phosphore P56 suivant la référence internationale "JEDEC") , émettant une lumière rouge centrée sur la longueur d'onde 0, 620 micromètre, avec une remanence ou persistance de l'ordre de 1 milliseconde, qui convient dans le cas de la radiographie numérique .
- le second matériau luminophore B peut être par exemple en ZnSiO . Ce (correspondant au phosphore P39 suivant la référence internationale "JEDEC") , émettant une lumière verte centrée sur la longueur d'onde 0, 550 micromètre, avec une remanence de l'ordre de 60 millisecondes qui convient bien au cas de la radioscopie . Les matériaux luminophores A et B se présentent généralement au départ sous forme de poudre , de telle sorte que l'écran cathodoluminescent ESI peut être réalisé par exemple en une couche d'une même manière que dans l'art antérieur, sauf que dans le cas de l'invention cette couche comprend les deux poudres préalablement mélangées de matériaux luminophores A et
B . Bien entendu, il est possible aussi de superposer des couches différentes (non représentées) contenant chacune seulement l'un des matériaux luminophores A, B . Cette dernière forme de réalisation correspond elle aussi, au niveau de chaque surface élémentaire d'image, à un mélange des matériaux luminophores A, B .
Les images monochromes rouge et verte étant émises simultanément, respectivement pour les luminophores A et B qui constituent l'écran cathodoluminescent, si un filtre optique Fo est interposé afin de laisser passer sélectivement l'un ou l'autre des rayonnements rouge ou vert, il est possible de ne transmettre que la lumière dont la remanence est la mieux adaptée à l'utilisation du système radiologique vers la caméra de télévision CT . Sur ce principe on peut donc prévoir de réaliser l'écran cathodoluminescent à l'aide de deux ou trois ou plus matériaux luminophores différents, présentant des remanences différences et des spectres d'émission différents , et de prévoir un même nombre de filtres optiques Fo correspondant chacun à l'un des spectres d'émission, afin de sélectionner la remanence choisie .
Mais particulièrement quand l'écran cathodoluminescent ESI comporte seulement deux matériaux luminophores A, B différents émettant par exemple respectivement dans la rouge et le vert comme dans l'exemple de la figure 1, deux remanences différentes peuvent être obtenues à l'aide d'un unique filtre optique Fo, suivant que ce dernier est interposé ou non .
En effet, si l'on interpose un filtre optique Fo ne laissant pas passer le vert, la caméra CT reçoit uniquement le rouge dont la remanence est négligeable . Ceci correspond au fonctionnement en mode radiographie numérique .
Si aucun filtre optique n'est interposé, la caméra CT reçoit les deux images monochromes rouge et verte, l'image verte présentant une forte remanence . Dans ces conditions , l'image globale (donnée par la superposition des images monochromes rouge et verte) peut être considérée par l'oeil comme étant à forte remanence (présentant un faible bruit) , si le pourcentage de lumière verte est suffisamment grand par rapport à celui de la lumière rouge . Ce cas correspond donc au fonctionnement en mode radioscopie . Une telle configuration où deux remanences peuvent être sélectionnées successivement à l'aide d'un unique filtre optique Fo interposé ou non, peut être obtenue par exemple avec des matériaux luminophores A et B correspondant respectivement au type P56 et au type P39 comme précédemment mentionné, mélangés dans des proportions en poids d'environ 10 à 50 % pour le luminophore A et d'environ 50 à 90 % pour le luminophore B .
En pratique , pour obtenir l'intensité de rayonnement maximum sur la caméra CT pour l'application nécessitant la sensibilité maximum, on pourra choisir un mélange de poudre luminescentes A, B de manière que la remanence du mélange, en l'absence de tout filtrage optique, corresponde à la remanence optimale pour cette application . Dans le cas de l'application en imagerie radiologique, on optimisera la remanence du mélange pour la fluoroscopie qui nécessite la sensibilité maximum, du fait des faibles doses de rayonnement X mise en oeuvre .
Il est à noter donc que le dosage de la proportion des matériaux luminophores A, B utilisés pour constituer l'écran cathodoluminescent ESI, permet d'obtenir à l'émission par ce dernier, toute valeur de remanence (globale) souhaitée, comprise entre les valeurs propres chacun des constituants de cet écran
ESI .*
Bien entendu le dosage des différents matériaux luminophores A, B doit tenir compte aussi du rendement lumineux propre à chacun de ces matériaux . D'autre part, en fonction de la caractéristique de transmission spectrale du filtre optique Fo, et des caractéristiques de rayonnement spectral de chacun des luminophores , il est possible d'obtenir toute valeur de remanence souhaitée , comprise entre les valeurs de remanence propres à chacun des matériaux luminophores A, B qui constituent l'écran cathodoluminescent ou écran de sortie ESI .
En effet, comme déjà expliqué plus haut, si aucun filtre optique Fo n'est interposé , dans le cas de l'exemple présenté on obtient la remanence maximum du fait que le maximum de lumière verte (à forte remanence) atteint la caméra CT . En interposant un filtre optique Fo sélectif en longueur d'onde, n'agissant pas sur la lumière rouge ; mais agissant sur la lumière verte de façon à en transmettre une quantité comprise entre le maximum et le minimum on modifie dans la lumière reçue par la caméra CT, le rapport de la lumière de forte remanence à la lumière de faible remanence , et on modifie donc la remanence "globale" qui en résulte pour l'oeil.
A cet effet, il suffit par exemple de disposer d'au moins un filtre optique Fo du type filtre coloré, coloré dans l'exemple à la couleur rouge, et dont l'épaisseur E est inférieure à l'épaisseur nécessaire à absorber totalement la lumière de l'autre couleur, à savoir dans l'exemple la lumière verte .
Si l'on dispose de plusieurs tels filtres optiques agissent sensiblement dans une même gamme de longueurs d'onde, avec des pouvoirs d'atténuation semblables ou différents, on obtient un choix de valeurs de remanences possibles dont le nombre est le même que celui des différentes valeurs d'atténuation susceptibles d'être obtenues par chacun des filtres optiques et pour les combinaisons de ces filtres . Un tel jeu de filtres optiques peut être constitué par exemple par des filtres séparés, éventuellement superposables pour ajouter leur atténuation, ou encore par exemple par un filtre coloré Fo dont l'épaisseur (et donc la transmission) varie , progressivement ou non . La figure 2 illustre une telle forme de réalisation en montrant un filtre optique Fo de type "filtre coloré" , comportant plusieurs épaisseur E, el , e2 réalisées sous la forme de paliers : par exemple , l'épaisseur E est l'épaisseur maximum du filtre optique Fo, et elle permet d'atténuer au maximum la transmission de la lumière n'ayant pas la couleur du filtre ; il en résulte la remanence la plus faible . D'autre part, les épaisseur el , e2 de plus en plus faibles par rapport à l'épaisseur maximum E représentent respectivement un premier et un second filtres optiques intermédiaires Fol, Fo2 qui atténuent de moins en moins , et permettent d'obtenir deux valeurs différentes de remanences, valeur qui sont intermédiaires entre la valeur minimum et la valeur maximum qui elle est obtenue quant aucun filtre n'est interposé .
Les modes de réalisation de l'invention indiqués dans cette description, sont donnés à titre d'exemple non limitatif . Par 5 exemple, les valeurs des proportions des constituants indiqués, de même que la nature des luminophores employés ne sont donnés ici qu'à titre indicatif et ne limitent pas le domaine de l'invention . Un large choix de matériaux luminophores est utilisable, et les proportions doivent être optimisées dans chaque I Q cas en fonction de ces matériaux, de la technologie de réalisation de l'écran de sortie du tube, des autres constituants de la chaîne d'image radiologique, et du résultat recherché .
Il est à noter en outre que la description a été faite en référence à un dispositif d'imagerie radiologique, mais que 1 5 l 'invention peut être mise en oeuvre de manière avantageuse dans d'autres applications, notamment quand il est intéressant d'avoir la possibilité d'atténuer le bruit apparent dans une image résultant de la détection d'un faible nombre de photons, par exemple pour la télévision à bas niveau de lumière (télévision
20 nocturne) , ou encore l'imagerie neutronique ou de rayonnement gamma, ou de rayonnement ultraviolet ou infrarouge , etc . .

Claims

R E V E N D I C A T I O N S
1. Dispositif générateur d'image comportant un écran luminescent (ESI) avec au moins deux matériaux muminophores (A, B) émettant de la lumière avec des spectres d'émission différents et des remanences différentes, caractérisé en ce que, en vue de fonctionner successivement, dans des modes qui produisent des images résultant de la détection d'un rayonnement ayant des niveaux de fluctuation différents, il comporte au moins un détecteur d'image (CT) et un dispositif de transmission de lumière (TL) inséré entre l'écran luminescent (ESI) et le détecteur d'image (CT) , le dispositif de transmission (TL) comportant des moyens amovibles, (Fo, Fol, Fo2) pour modifier de façon sélective en longueur d'onde la quantité de lumière produite par l'écran luminescent (ESI) vers le détecteur d'image (CT) de manière à sélectionner la remanence la plus appropriée au niveau de rayonnement détecté.
2. Dispositif générateur d'image suivant la revendication 1 , caractérisé en ce que les moyens pour modifier la quantité de lumière transmise comportent au moins un filtre optique (Fo, Fol, Fo2) du type d'une part agissant peu sur la transmission de la lumière dans une gamme de longueur d'onde correspondant à une première couleur d'une lumière produite par l'un des matériaux luminophores appelé premier luminophore (A) , et d'autre part réduisant la quantité transmise en lumière d'une seconde couleur produite par un autre matériau luminophore (B) appelé second luminophore.
3. Dispositif générateur d'image suivant la revendication 2 , caractérisé en ce que le filtre optique (Fo, Fol, Fo2) réduit la transmission de la lumière ayant la seconde couleur au point de pratiquement la supprimer.
4. Dispositif générateur d'image suivant la revendication 2, caractérisé en ce que le filtre optique (Fo) réduit la transmission de lumière ayant la seconde couleur jusqu'à une valeur intermédiaire entre la transmission maximum de cette lumière et sa suppression.
5. Dispositif générateur d'image suivant la revendication 2, caractérisé en ce qu'il comporte au moins deux filtres optiques (Fo, Fol, Fo2) agissant sur la transmission de la lumière produite par le second luminophore (B) .
6. Dispositif générateur d'image suivant l'une des revendications 2 à 5, caractérisé en ce que au moins un filtre optique (Fo) , Fol, Fo2) est du type filtre coloré à la couleur à transmettre avec le minimum d'atténuation.
7. Dispositif générateur d'image suivant la revendication 6, caractérisé en ce que au moins un filtre optique (Fo) comporte au moins deux épaisseurs (E, el, e2) correspondant à des atténuations différentes de la lumière.
8. Dispositif générateur . d'image suivant l'une des revendications 2 à 5, caractérisé en ce que au moins un filtre optique (Fo) est du type filtre interférentiel.
9. Dispositif générateur d'image suivant l'une des revendications 2 à 8, caractérisé en ce que la lumière produite par le second luminophore (B) a une remanence plus grande que celle produite par le premier luminophore (A) .
10. Dispositif générateur d'image suivant la revendication 9, caractérisé en ce que la quantité de lumière produite par le second luminophore (B) est différente de celle produite par le premier luminophore (A) .
11. Dispositif générateur d'image suivant la revendication 9, caractérisé en ce que la quantité de lumière produite par le second luminophore (B) est plus grande que celle produite par le premier luminophore (A) .
12. Dispositif générateur d'image suivant l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la remanence de la lumière produite par au moins un des deux matériaux luminophores (A, B) est plus grande que 10 millisecondes .
13. Dispositif générateur d'image suivant l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le détecteur d'images (CT) est une caméra de prise de vue de télévision.
14. Dispositif générateur d'image suivant l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'écran luminescent (ESI) constitue l'écran cathodoluminescent ou écran de sortie d'un tube intensificateur d'images radiologiques .
15. Dispositif générateur d'image suivant l'une des revendications 1 à 13, caractérisé en ce que l'écran luminescent (ESI) constitue l'écran cathodoluminescent d'un tube à rayons cathodiques .
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Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2777112B1 (fr) 1998-04-07 2000-06-16 Thomson Tubes Electroniques Dispositif de conversion d'une image
DE10130616C2 (de) * 2001-06-26 2003-08-14 Siemens Ag Kombiniertes Radiographie- und Fluoroskopiegerät
CN1643640B (zh) * 2002-03-28 2011-11-23 株式会社东芝 X射线显像管、x射线显像管装置以及x射线装置
US20110095995A1 (en) * 2009-10-26 2011-04-28 Ford Global Technologies, Llc Infrared Touchscreen for Rear Projection Video Control Panels
US9106841B2 (en) * 2013-06-18 2015-08-11 Massachusetts Institute Of Technology Methods and apparatus for high speed camera

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2544094A1 (de) * 1974-11-25 1976-05-26 Kretztechnik Gmbh Verfahren zur gleichzeitigen darstellung von zu ihrer entstehung verschieden lange zeit benoetigenden bildern auf dem bildschirm einer kathodenstrahlroehre, insbesondere zur gleichzeitigen darstellung eines ultraschall- schnittbildes und eines elektrokardiogrammkurvenzuges und geraet zur durchfuehrung dieses verfahrens
US4318122A (en) * 1980-10-06 1982-03-02 International Business Machines Corporation Electronic color separation
JPS6038490A (ja) * 1983-08-11 1985-02-28 Toshiba Corp 白色発光混合螢光体及びこれを用いた陰極線管
JPH02170332A (ja) * 1988-12-23 1990-07-02 Toshiba Corp Ｘ線イメージ管
US4952794A (en) * 1988-08-04 1990-08-28 U.S. Philips Corporation X-ray imaging system

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2195841B1 (fr) 1972-08-11 1975-03-07 Thomson Csf
FR2591032B1 (fr) * 1985-11-29 1988-01-08 Thomson Csf Photocathode a faible courant d'obscurite
FR2591033B1 (fr) * 1985-11-29 1988-01-08 Thomson Csf Photocathode a rendement eleve
FR2592217B1 (fr) * 1985-12-20 1988-02-05 Thomson Csf Photocathode a amplification interne
FR2625838B1 (fr) * 1988-01-13 1996-01-26 Thomson Csf Scintillateur d'ecran d'entree de tube intensificateur d'images radiologiques et procede de fabrication d'un tel scintillateur
FR2626106B1 (fr) * 1988-01-15 1990-05-04 Thomson Csf Procede de fabrication d'une photocathode pour tube intensificateur d'images
FR2634057B1 (fr) * 1988-07-08 1991-04-19 Thomson Csf Procede de fabrication d'un tube perfectionne intensificateur d'images radiologiques, tube intensificateur ainsi obtenu
FR2634562B1 (fr) * 1988-07-22 1990-09-07 Thomson Csf Procede de fabrication d'un scintillateur et scintillateur ainsi obtenu
FR2647955B1 (fr) * 1989-05-30 1991-08-16 Thomson Tubes Electroniques Ecran d'entree de tube intensificateur d'image radiologique
EP0536833B1 (fr) * 1991-10-10 1997-01-15 Koninklijke Philips Electronics N.V. Appareil d'examen à rayons X
FR2687007B1 (fr) * 1992-01-31 1994-03-25 Thomson Tubes Electroniques Tube intensificateur d'image notamment du type a focalisation de proximite.
FR2688343A1 (fr) * 1992-03-06 1993-09-10 Thomson Tubes Electroniques Tube intensificateur d'image notamment radiologique, du type a galette de microcanaux.
WO1994002946A1 (fr) * 1992-07-27 1994-02-03 Thomas Jefferson University Procede et appareil d'imagerie non invasive utilisant des ecrans a base de luminophore extinguible

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2544094A1 (de) * 1974-11-25 1976-05-26 Kretztechnik Gmbh Verfahren zur gleichzeitigen darstellung von zu ihrer entstehung verschieden lange zeit benoetigenden bildern auf dem bildschirm einer kathodenstrahlroehre, insbesondere zur gleichzeitigen darstellung eines ultraschall- schnittbildes und eines elektrokardiogrammkurvenzuges und geraet zur durchfuehrung dieses verfahrens
US4318122A (en) * 1980-10-06 1982-03-02 International Business Machines Corporation Electronic color separation
JPS6038490A (ja) * 1983-08-11 1985-02-28 Toshiba Corp 白色発光混合螢光体及びこれを用いた陰極線管
US4952794A (en) * 1988-08-04 1990-08-28 U.S. Philips Corporation X-ray imaging system
JPH02170332A (ja) * 1988-12-23 1990-07-02 Toshiba Corp Ｘ線イメージ管

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
PATENT ABSTRACTS OF JAPAN vol. 14, no. 433 (E - 979) 17 September 1990 (1990-09-17) *
PATENT ABSTRACTS OF JAPAN vol. 9, no. 166 (C - 290) 11 July 1985 (1985-07-11) *

Also Published As

Publication number Publication date
DE69320361D1 (de) 1998-09-17
US5631459A (en) 1997-05-20
JP3520518B2 (ja) 2004-04-19
JPH08503573A (ja) 1996-04-16
FR2698482B1 (fr) 1994-12-23
DE69320361T2 (de) 1998-12-17
FR2698482A1 (fr) 1994-05-27
EP0670078B1 (fr) 1998-08-12
EP0670078A1 (fr) 1995-09-06

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