Brevet FR2475387A1 — publié le 19810814

I L'invention concerne un appareil de radiodiagnos- tic comportant une chatne de télévision à amplificateur d'image, qui possède un amplificateur d'image radiographi- que, un organe de couplage optique, un tube de prise de vues de télévision, une unité centrale permettant la com- mande du faisceau d'exploration du tube de prise de vues de télévision, un amplificateur vidéo pour le signal d'i- mage, une mémoire d'images branchée en série et en aval et qui est également commandée par l'unité centrale, et un moniteur de télévision. De tels dispositifs de diagnos- tic sont utilisés pour effectuer la radioscopie de pa- tients principalement dans le cas d'une radioscopie in- termittente ou bien pour réaliser des images électriques instantanées, c'est-à-dire des images ou radiographies individuelles. Dans un appareil de radiodiagnostic connu du ty- pe indiqué plus haut (Livre "Das R6ntgenfernsehen" de A. Gebauer, 2. Auflage, Georg-Thieme-Verlag Stuttgart, 1974, pages 53 et suivantes), il existe entre l'amplificateur d'image radiographique et le tube de prise de vues de télévision, par exemple du type vidicon, un système opti- que à lentilles qui permet, par diaphragmation, d'adapter la luminosité de l'image devant être enregistrée par le tube de prise de vues de télévision de manière que ce dernier ne subisse aucune surmodulation, de sorte que par conséquent le potentiel de charge de la cible du tube de prise de vues de télévision peut être complètement déchargé par le faisceau d'exploration. Dans le cas de l'accouplement, déjà souvent uti- lisé actuellement, du tube de prise de vues de télévision à l'amplificateur d'image radiographique à l'aide d'un système à fibres optiques (voir le livre indiqué ci-dessus, pages 68 et suivantes), il n'est pas possible de réaliser la diaphragmation au moyen d'un diaphragme mécanique. Ici il faut suivre une autre voie pour réaliser l'adaptation de la luminosité de l'image radiographique au tube de prise de vues de télévision. Une possibilité connue (Livre "Fernsehmesstech- nik" de W. Dillenburger, 1972, Verlag Schiele & Schdn, Berlin, page 236) consiste en un accroissement de l'in- tensité du faisceau d'exploration,qui peut cependant ê- tre réalisé uniquement jusqu'à une certaine limite, à savoir l'intensité maximale, étant donné que, sinon, les distorsions augmentent trop fortement. Si l'intensité maximale du faisceau ne suffit pas pour réaliser la dé- charge complète, le tube de prise de vues de télévision subit une surmodulation et délivre une image radiographi- que trop claire et pauvre en détails. Afin d'empêcher la surmodulation, il faut réduire le débit de dose du rayon- nement X. Mais étant donné que le bruit quantique présent dans l'image radiographique agit d'une façon d'autant plus voyante et perturbatrice que le débit de dose est faible, la qualité de l'image radiographique est de ce fait for- tement réduite. Depuis peu, on utilise des diaphragmes de flux lumineux, présentant une certaine surface (demande de brevet allemand No. 28 46 295), qui sont constitués par une couche dont la transparence peut être commandé élec- triquement. De ce fait une adaptation de la luminosité de l'image radiographique au tube de prise de vues de té- lévision, installé en aval, est assurément possible. L'installation d'un tel diaphragme sur le trajet optique du faisceau et la commande électrique nécessaire à cet effet sont toutefois très onéreuses. Dans le cas du fonctionnement image par image d'un tube de prise de vues de télévision, il apparaît des distorsions de gamma dans l'exploration. Dans le cas de parties sombres de l'image, les différences de luminosité apparaissent en étant comprimées. Cet effet est déter- miné par l'inertie de décharge du tube de prise de vues de télévision, qui dépend de la luminosité et qui est nette- ment plus importantepour des parties sombres de l'image, qui ne produisent qu'un potentiel de charge faible sur la cible, que pour des parties claires de l'image. Cet effet apparaît de la façon la plus accusée lors de la première exploration. De ce fait le rapport signal/bruit électrique pour des signaux de faible niveau est plus faible, de sorte qu'une correction électronique de la correction de gamme ne semble pas judicieuse. L'invention a pour but de créer une installation de radiodiagnostic du type indiqué plus haut qui, dans le cas de l'utilisation d'un système à fibres optiques simple, permet d'accroître la dose de rayons X de telle sorte qu'il apparaît une image radiographique de qualité remarquable, qui est presque exempte de distorsions de gamma. Ce problème est résolu conformément à l'invention grâce au fait qu'entre l'amplificateur vidéo et la mémoire d'images est prévu un commutateur qui peut être commandé par un dispositif de commande de telle manière que la mé- morisation d'une image s'effectue après un nombre prédé- terminé d'explorations de la cible du tube de prise de vues de télévision. De ce fait l'image trop lumineuse,surmodu- lant le tube de prise de vues de télévision, est diaphrag- mée électroniquement au moyen d'une exploration multiple, de sorte qu'il apparaît une image parfaite sur le moniteur de télévision. On peut linéariser la courbe caractéristique d'exploration et l'on peut réduire les distorsions lors- que le dispositif de commande est constitué de telle ma- nière que seules les images balayées possédant un numéro impair sont mémorisées. On peut obtenir une construc- tion simple lorsque le dispositif de commande est réalisé sous la forme d'un compteur d'images, qui est équipé de dispositifs permettant la présélection manuelle de l'image devant être mémorisée. On peut obtenir une adaptation multiple des images radiographiques possédant des lumino- sités différentes lorsque l'unité centrale comporte des -2475387 moyens pour commander l'intensité du faisceau du tube de prise de vues de télévision en fonction du signal d'image. On peut obtenir une adaptation automatique à la luminosité de l'image radiographique grâce au fait que le dispositif de commande est relié à la sortie de l'amplificateur vi- déo et déclenche la mémorisation en fonction du signal d'image lorsque l'amplitude maximale du signal d'image tombe au-dessous d'une valeur prédéterminée. Les distorsions de gamma peuvent être particu- lièrement fortement réduites lorsqu'il existe un circuit additionneur qui pondère pour chaque point d'image les informations de pointsd'image provenant de différentes explorations et additionne les informations pondérées pour former un signal somme pour chaque point d'image. On obtient-une commande simple et sans problèmes lorsque le dispositif de programmation est relié au circuit addition- neur de manière que également la pondération des signaux vidéo est déterminée en fonction du réglage de ce dispo- sitif. Une action indépendante sur les signaux vidéo est possible lorsque l'on prévoit des moyens. de réglage sé- parés du dispositif de programmation, pour la présélection des explorations devant être traitées dans le circuit addi- tionneur et pour la pondération des signaux vidéo. On peut obtenir une construction particulièrement simple lors- que le circuit additionneur est constitué de manière que les cases de la mémoire d'imagessoient interrogées en syn- chronisme avec les explorations, que le signal vidéo de l'appareil de prise de vues de télévision ainsi que celui de la mémoire d'imagessont additionnés en étant pondérés et que le signal de sortie du circuit additionneur est in- troduit dans la mémoire d'images. Différentes explorations peuvent être avantageusement additionnées en étant pondé- rées lorsque le commutateur est réalisé sous la forme d'un commutateur multiple, dont les sorties sont reliées à plu- sieurs mémoires individuelles, et lorsque les sorties des mémoires individuelles sont reliées à des moyens de régla- ge pour la pondération, dont les signaux de sortie sont superposés dans un étage additionneur branché en aval, et sont envoyés au moniteur. A titre d'exemple on a décrit ci-dessous et illustré schématiquement aux dessins annexés une forme de réalisation de l'objet de l'invention. La figure 1 représente le schéma-bloc d'un appareil de radiodiagnostic conforme à l'invention. La figure 2 représente des courbes de varia- tions dans le temps permettant d'expliciter l'appareil de la figure 1. La figure 3 est un schéma-bloc d'un circuit partiel de l'appareil de radiodiagnostic conforme à la figure 1. La figure 4 est un schéma-bloc d'une variante du circuit partiel de la figure 3. Les figures 5 et 6 représentent des courbes de variation dans le temps du signal vidéo exploré, per- mettant d'expliciter les figures 3 et 4. Sur la figure 1 on a représenté une unité cen- trale 1 qui commande les valeurs de prise de vues d'un tube 2 à rayons X, sur le trajet du rayonnement duquel se trouve un patient 3. L'image radiographique, produite sur l'écran d'entrée de l'amplificateur d'image radio- graphique 4, est reproduite en étant intensifiée sur l'é- cran de sortie. Un système à fibres optiques 5 transmet l'image visible à la couche photosensible, la cible, du tube de prise de vues de télévision 6 du type vidicon, dont l'intensité et le balayage sont commandés par le faisceau d'exploration de l'unité centrale 1. Le po- tentiel de charge apparaissant sur la cible du tube de prise de vues de télévision 6 après l'exposition est exploré par le faisceau d'exploration, eet prélevé et est envoyé, en étant amplifié par un amplificateur vidéo 7, à un commutateur 8 constituant l'entrée d'un circuit de traitement 12 pour le signal vidéo exploré. Le disposi- - 2475387 tif de commande 9, qui est constitué dans ce cas par un compteur d'images 9a, un-dispositif de programmation 9b et un comparateur 9c, actionne le commutateur 8. Le compteur d'images 9a du dispositif de commande 9 reçoit ses impulsions de comptage de la part de l'unité centra- le 1. Le signal d'image transmis est envoyé à une mé- moire d'images 10, dont le fonctionnement est commandé par l'unité centrale 1. Pour l'observation des images radiographiques, la sortie du circuit de traitement 12 est raccordée à un moniteur 11. Le mode de fonctionnement de ce circuit va ê- tre explicité en référence aux cycles de fonctionnement représentés sur la figure 2. L'unité centrale 1 fournit la fréquence des images de télévision, qui est repré- sentée sous la forme d'une cadence de synchronisation et de comptage par la courbe a. Si une radiographie indi- viduelle doit être réalisée, l'unité centrale 1 bloque le faisceau d'exploration du vidicon. Cette fonction est illustrée par la courbe b. La valeur H désigne la mise en oeuvre de l'exploration, tandis que la valeur L désigne le blocage du faisceau d'exploration. Simulta- nément le compteur d'images est ramené à zéro. Ensuite intervient l'éclairement, dont la durée et l'intensité sont variables et dépendent de l'objet devant être irra- dié. La durée d'éclairement est indiquée par la va- leur H de la courbe c. Le rayonnement X, qui a traversé le patient 3, produit sur l'écran d'entrée de l'amplificateur d'image radiographique 4 une image qui apparaît en étant inten- sifiée sur l'écran de sortie de cet amplificateur. Une répartition de charge correspondant à l'image est repro- duite par l'intermédiaire du système à fibres optiques 5 sur la cible du vidicon. Après débranchement du rayon- nement X, l'exploration des potentiels de charge sur la cible s'effectue au moyen d'un rebranchement de l'inten- sité du faisceau lors de l'impulsion de cadence immédia- tement suivante (courbe b), de ce fait une tension dé- pendant du potentiel respectif, dont la variation est re- présentée sur la courbe d, parvient à la sortie du vidi- con. On peut voir de façon nette que les signaux d'ima- ge des deux premières explorations sont tronqués à leur partie supérieure. Cela signifie qu'une décharge complè- te de la cible n'a pas pu avoir lieu étant donné que le potentiel de charge maximum était trop élevé. Ces deux variations du signal sont par conséquent inutilisables pour la mémorisation. La variation de la tension pour la troisième image fournit un signal d'image utilisable, tandis que les suivants sont trop faibles. Le troisième signal d'image utilisable est mémorisé dans la mémoire d'images10, après intensification dans l'am- plificateur vidéo 7, au moyen de la fermeture du commu- tateur 8 lors de l'égalité de l'état de comptage du compteur d'images et du nombre d'images choisi dans le dispositif de programmation 9b, et au moyen d'une réou- verture du commutateur à la fin du processus de mémori- sation. Ceci est représenté par une impulsion de mémo- risation représentée sur la courbe e. L'image mémorisée est reproduite sur le moniteur de télévision 11. Par conséquent, en dépit du débit de dose accru de rayonne- ment X et de l'absence de la possibilité de diaphragma- tion pendant un intervalle de temps extrêmement court, il apparaît sur l'écran une image radiographique de qua- lité parfaite. Cette "diaphragmation électronique" au moyen d'une exploration multiple de la cible peut être mise en oeuvre avantageusement dans le cas de tubes de prise de vues de télévision possédantuoe inertie relativement importante de décharge. Ces caractéristiques sont cel- les notamment de tubes de prise de vues de télévision du type vidicon. Mais en principe des tubes de tout autre type conviennent également. Sur la figure 3 on a représenté une variante du circuit de traitement 12. Le compteur d'images 9a du dispositif de commande 9 reçoit ses impulsions de compta- ge de la part de l'unité centrale 1. Les explorations, au cours desquelles une image explorée doit être traitée, sont prédéterminées par le dispositif de programmation 9b. Les valeurs du compteur d'images 9a et du disposi- tif de programmation 9b sont comparées dans le comparateur 9c. Si la valeur du compteur d'images est inférieure ou égale à la valeur réglée dans le dispositif de pro- grammation 9b, le commutateur 8 est fermé et le signal vidéo est envoyé au circuit additionneur 13. Si au contraire la valeur du compteur d'images 9a est supérieure à la valeur réglée dans le dispositif de programmation 9b, le commutateur s'ouvre et interrompt la transmission du signal. Le circuit additionneur 13 effectue la somma- tion pondérée et synchrone du signal vidéo de l'amplifi- cateur vidéo 7 et du signal vidéo,mémorisé dans la mé- moire d'images10, des explorations précédentes. La som- me est à nouveau introduite dans la mémoire d'images 10, de sorte que le signal somme est disponible pour le-trai- tement ultérieur. Si le nombre des explorations désirées est atteint, le commutateur 8 est ouvert, le circuit addi- tionneur 13 est bloqué et le processus de mémorisation de la mémoire d'images 10 est arrêté. Les images mémori- sées sont reproduites sur le moniteur de télévision 11. Sur la figure 4 on a représenté une autre forme de réalisation du circuit de traitement 12. Le commutateur Sa chargé par le signal vidéo est ici réalisé sous la forme d'un commutateur multiple (commutateur à gradins) comportant dans ce cas trois sorties. Aux sorties du commutateur 8a sont raccordées des mémoires individuelles IQa, lOb, 10c, etc, réunies pour former une mémoire d'image 10 et qui sont syn- chronisées par l'unité centrale 1. Les sorties sont re- liées à des moyens de réglage 14a à 14c réalisés sous la - 1 ke__ forme de potentiomètres et qui sont raccordés à un étage additionneur 15. La sortie de l'étage additionneur 15 est relié-au moniteur de télévision 11. Après la fin de la prise de vue, la cible du, vidicon est explorée. Le signal vidéo est envoyé par l'intermédiaire de l'amplificateur vidéo 7 au commuta- teur à gradins 8a de sorte que les différentes explora- tions sont envoyées, sur la commande du dispositif de commande 9, successivement aux entrées des mémoires in- dividuelles 10a à 10c, etc. L'unité centrale 1 délivre les instructions de mémoire pour les différentes mémoi- res. Si la mémoire d'images 10 est pleine, c'est-à-dire si toutes les explorations sont mémorisées, les signaux de sortie sont pondérés individuellement par l'intermé- diaire de potentiomètres et sont envoyés par l'intermé- diaire de l'étage additionneur 15 sous la forme d'un signal somme au moniteur 11. Il apparaît dans ce der- nier une image de télévision qui ne contient encore que de très faibles distorsions. Sur la figure 5 on a représenté le signal vi- déo de plusieurs explorations d'une image individuelle. Comme image d'essai on utilise un coin neutre ou coin des gris qui produit un signal vidéo à croissance rec- tiligne, comme cela est représenté sur la figure 6. Sur la figure 5 et comme cela a déjà été décrit en référen- ce à la figure 2, le faisceau d'exploration est tout d'abord bloqué de sorte qu'il n'apparaît aucune infor- mation d'image. Après l'éclairement, le faisceau d'ex- ploration est à nouveau branché. La partie A de la courbe du signal vidéo est associée à la première explo- ration. On voit nettement que la partie de la courbe semble cintrée vers le bas, bien qu'elle doive à propre- ment parler avoir une croissance rectiligne. La partie B de la courbe est toujours encore légèrement flé- chie vers le bas. En outre pour une intensité prédéter- minée du faisceau, l'amplitude n'atteint encore qu'en- viron 60% de l'amplitude maximale initiale. Cela signifie que la courbe de transmission est devenue plus linéaire, mais que le rapport signal/bruit s'est détérioré. Dans le cas des parties suivantes C et D de la courbe, les amplitudes diminuent de plus en plus, mais les distor- sions apparaissent en étant inversées étant donné que la majeure partie des charges des parties lumineuses de l'image sont déchargées en raison d'une faible inertie, alors que les parties sombres ne sont que faiblement dé- chargées. Grâce à une sommation des deux premières explo- rations, on aboutit à ce que la correction de gamma est réduite par rapport à la première exploration, tout en n'obtenant pas encore une variation rectiligne optimale. Le rapport signal/bruit est amélioré étant donné que le bruit n'est amplifié que du facteur V2 lors du double- ment du signal utile. Si au contraire les trois premières explorations sont par exemple pondérées et additionnées, on obtient comme signal de sortie approximativement le signal ini- tial représenté sur la figure 6. Si le faisceau d'ex- ploration est réglé à un niveau plus intense ou plus faible, il s'avère approprié d'additionner par exemple les troisième, quatrième et cinquième explorations. Ce- ci peut être obtenu à l'aide du dispositif de programma- tion 9b au niveau du dispositif de commande 9. La pondération des différents signaux peut être exécutée de différentes manières. Dans le cas de la réalisation, décrite sur la figure 4, du circuit de traitement 12, les-signaux d'image sont mémorisés et peuvent être ensuite pondérés à l'aide des moyens de réglage 14a à 14c, dans le cas d'un contrôle visuel si- multané. On peut imaginer ici également un réglage optimal fixe ainsi qu'un réglage pouvant être commandé par le dispositif de programmation 9. Dans le cas de la forme de réalisation repré- sentée sur la figure 3, il apparaît extrêmement approprié d'additionner le signal d'entrée sans affaiblissement et le signal couplé par réaction par la mémoire. Mais on peut également pondérer les deux signaux avec des fac- teurs identiques ou des facteurs différents. Un couplage fixe des facteurs de pondération avec le dispositif de programmation entraîne une simplification importante de la commande de l'appareil de radiodiagnostic. Dans le cas de l'exploration d'images indivi- duelles, il apparaît - ce qui est conditionné par l'iner- tie de décharge - une distorsion de gamma, c'est-à-dire * que les points de l'image explorés de préférence et pos- sédant une luminosité intense, fournissent un signal dont la valeur est plus que proportionnelle et les points sombres de l'image apparaissent comprimés. Par suite des ex- plorations multiples dans le cas du procédé décrit, cette distorsion de gamma est partiellement supprimée dans le signal d'image. En outre le signal rapport/bruit est amélioré par le dispositif et l'on obtient une réduction d'irrégularitésdu signal, qui sont provoqués par exemple par la constitution stratifiée irrégulière de la cible ou par la répartition variable de finesse du faisceau de l'exploration à la surface de l'image. De même on peut compenser le vieillissement des tubes de prise de vues de télévision. 1 Afin de réduire les différences de luminosité, possibles lors de l'exploration d'images individuelles, à la surface de l'image, il apparatt avantageux de mé- moriser uniquement les images comportant des numéros im- pairs dans le cas de l'utilisation d'un système de télé- vision à entrelaçage. Ceci peut être pris en compte dans le dispositif de programmation 9b du dispositif de com- mande 9 par le fait que des moyens de programmation sont prévus uniquement pour les numéros impairs d'image. Dans le cadre de l'invention on peut également imaginer d'autres formes de réalisation. Ainsi par e- exemple le dispositif de commande peut comporter un système automatique qui explore le signal d'image et le compare à une valeur prédéterminée-spécifique au système. Si l'am- plitude maximum du signal d'une image tombe au-dessous de cette valeur, cette image est mémorisée. Ici on peut éga- lement fixer en outre la condition de ne mémoriser que les images comportant des numéros impairs. Ce système automatique peut fonctionner seul ou bien, avec possibi- lité de débranchement, en association avec le dispositif de programmation 9b. La forme de réalisation conforme à l'invention d'un appareil de radiodiagnostic permet, sans avoir obli- gatoirement à se passer des avantages d'une constitution simple d'un système à fibres optiques, d'obtenir une image de télévision de haute qualité, presque complète- ment dénuée de parasitage et qui se caractérise par une résolution élevée des échelons de gris, ce qui est con- ditionné par la linéarisation de la fonction de gamma et par l'amélioration du rapport signal/bruit de quanti- fication. REVENDICATIONS 1) Appareil de radiodiagnostic comportant une chatne de télévision à amplificateur d'image, qui possè- de un amplificateur d'image radiographique, un organe de couplage optique, un tube de prise de vues de télévi- sion, une unité centrale permettant la commande du fais- ceau d'exploration du tube de prise de vues de télévision, un amplificateur vidéo pour le signal d'image, une mémoire d'images branchée en série et en aval et qui est également commandée par l'unité centrale, et un moniteur de télévi- sion, caractérisé par le fait qu'il est prévu entre l'am- plificateur vidéo (7) et la mémoire d'images (10) un commutateur (8) qui peut être commandé par un dispositif de commande (9) de telle manière que la mémorisation d'une image s'effectue après un nombre prédéterminé d'explora- tions de la cible du tube de prise de vues de télévision (6). 2) Appareil de radiodiagnostic selon la reven- dication 1, caractérisé par le fait que le dispositif de commande (9) est réalisé de telle manière que seules les images explorées comportant un numéro impair sont mémori- sées. 3) Appareil de radiodiagnostic selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé par le fait que le dispositif de commande (9) est constitué par un compteur d'images (9a), qui est équipé de moyens (9b) permettant la sélection manuelle de l'image devant être mémorisée. 4) Appareil de radiodiagnostic selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé par le fait que l'unité centrale (1) comporte des moyens per- mettant de commander l'intensité du faisceau du tube de prise de vues de télévision (6) en fonction du signal d'image. ) Appareil de radiodiagnostic selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé par le fait que le dispositif de commande (9) est relié à la sortie de l'amplificateur vidéo (7) et déclenche la mémorisation en fonction du signal d'image, lorsque l'amplitude ma- ximale du signal d'image tombe au-dessous d'une valeur prédéterminée. 6) Appareil de radiodiagnostic selon l'une quel- conque des revendications 1 à 5, caractérisé par le fait qu'il est prévu un circuit additionneur (13) qui, pour chaque point d'image, pondère les informations du-point d'image tirées de différentes explorations et additionne les informations pondérées en vue de former un signal somme pour chaque point d'image. 7) Appareil de radiodiagnostic selon la revendica- tion 6, caractérisé par le fait que le dispositif de programmation (9b) est relié au circuit additionneur (13) de telle manière que la pondération des signaux vidéo - est également déterminée en fonction du réglage de ce dispositif. 8) Appareil de radiodiagnostic selon la revendica- tion 2, caractérisé par le fait qu'il est prévu des mo- yens de réglage (14a, 14b, 14c), séparés du dispositif de programmation (9b), pour la présélection des explo- rations devant être traitées dans le circuit additionneur (13) et pour la pondération des signaux vidéo. 9) Appareil de radiodiagnostic selon l'une quel- conque des revendications 6 à 8, caractérisé par le fait que le circuit additionneur (13) est constitué de telle manière que les cases de la mémoire d'images (10) sont interrogées en synchronisme avec les explorations, que le signal vidéo de la caméra de télévision ainsi que le signal vidéo de la mémoire d'images (10) sont additionnés en étant pondérés et que le signal de sor- tie du circuit additionneur (13) est introduit dans la mémoire d'images (10). ) Appareil de radiodiagnostic selon l'une quel- conque des revendications 6 à 9, caractérisé par le fait que le commutateur (8a) est réalisé sous la forme d'un