Brevet FR2575858A1 — publié le 19860711

Convertisseur d'images à fibres optiques et dispositif de radiographie, chambre à sténopé et gamma-caméra comprenant un tel convertisseur d'images. La présente invention a pour objet un convertisseur d'images constitué de fibres optiques, servant à convertir une répartition spatiale d'un rayonnement ionisant en une image visible ainsi qu a transmettre cette image. Elle s'applique principalement dans le domaine de la détection etSou de la Localisation de particules ionisantes et plus spécialement dans le domaine de l'imagerie. En particuLier, le convertisseur d'images de l'invention peut être utilisé dans un dispositif de radiographie ou de gammagraphie, dans une chambre à sténopé, et dans une gamma-caméra à usage médical. Les convertisseurs d'images permettent de convertir L'énergie d'un rayonnement ionisant tel qu'un rayonnement X au gamma, en photons qui peuvent etre détectés par des photodétecteurs donnant un signal électrique, représentatif de L'énergie du rayonnement ionisant, qu'il faut traiter, ou bien être utilisés pour impressionner un film photographique qui fournit directement une image de la répartition spatiale du rayonnement ionisant Dans ce dernier cas, l'émission photonique doit être compatible en longueur d'onde avec la gamme de sensibilité du film photographique. Les convertisseurs d'images doivent pouvoir interagir avec le rayonnement ionisant incident, ce qui conduit à placer de la ma-tiere sur le trajet dudit rayonnement, convertir l'énergie resultante du ra-7on- nement en photons, ceci étant réalisé à l'aide de produits ayant des propriétés de scintillation dans la gamme de longueur d'onde des films photographiques ou des photodétecteurs, et transmettre ensuite convenablement les photons produits en son sein. Les convertisseurs d'images actuellement connus formés d'une certaine quantité de matériau scintillant disposée sur le trajet du rayonnement donnent, dans La plupart des applications, toute satisfaction. En revanche, ils présentent un certain nombre d'incon vénients dans Le domaine de l'imagerie. Ces inconvénients sont principalement Liés au fait que La transmission, dans ces scintillateurs, des photons produits se fait de façon isotrope, c'est-à-dire de la même façon dans toutes tes directions de l'espace. Pour des énergies de rayonnement ionisant incident faibLes (inférieur à environ 300 keV), si l'épaisseur du convertisseur d'images (donc de la cauche de scintillateur) est faible (quelques centimètres) et si celui-ci est situé à proximité de la surface détectant les photons produits au sein du converti s- seur, la dispersion de ces photons reste faible et La résolution de l'image correspondante dans le pLan de La surface détectrice est assez bonne. En revanche, dès que l'énergie du rayonnement ionisant incident s'accrott, La probabilité d'interaction de ce rayonnement avec la matière du scintillateur décro7t rapidement, surtout si l'épaisseur de celui-ci est faible, et donc le rendement du convertisseur (nombre de photons produits pour un rayonnement donné) diminue rapidement. Pour augmenter Les interactions entre le rayonnement incident et la matière du convertisseur d'iages, et donc augmenter le rendement de ce dernier, il est alors nécessaire d'augmenter la durée d'interaction ou d'exposition de façon prohibitive. Lorsque l'on utilise un scintillateur de plus forte épaisseur, Le rendement s'améliore (augmentation des interactions rayonnement-convertisseur) mais la conduction lumineuse isotrope produit un halo dégradant la résolution de l'image produite par le scintillateur. En conséquence, à partir d'une énergie de 1 MeV notamment pour un rayonnement gamma, le rendement du convertisseur et la définition de L'image produite par celui-ci deviennent antinomiques. En particulier, lorsque l'image produite par le scintillateur est utilisée pour impressionner un film photographique, par exemple en radiographie ou gammagraphie, il n'y a pas d'autres moyens que d'utiliser un scintillateur trés mince et dense pour obtenir une bonne définition de cette image ; en revanche, le rendement du scintillateur est relativement faible. De meme, lorsque l'image produite par le scintillateur est détectée par des photodétecteurs donnant un signal électrique représentatif de l'énergie du rayonnement, comme c'est le cas dans les gamma-caméras à usage médical, on utilise un scintillateur dense qui permet des épaisseurs raisonnables jusqu a des énergies de quelques centaines de keV mais qui s'accompagne d'un traitement relativement complexe de l'information électrique pour reconstituer les coordonnées de l'événement, dans laquelle persistent des erreurs liées à l'indétermination de La position du rayonnement ionisant, erreurs liées à l'épaisseur du scintillateur. Par ailleurs, si on augmente trop L'épaisseur du scintillateur et ce, quelle que soit son utilisation, pour en augmenter son rendement, Le poids de celui-ci et son encombrement deviennent vite prohibitifs. Les convertisseurs d'images connus sont soit des scintillateurs à crista-ux, généralement en iodure de sodium, soit des scintiLlateurs plastiques. Ces scintillateurs, en plus des inconvénients communs donnés précédemment, présentent des inconvénients spécifiques. En particulier, les scintillateurs à cris taux, qui sont les plus usités,sont très fragiles aux chocs thermiques (3"C par heure) ce qui limite leur épaisseur à celle couramment employée dans le domaine médical (25 mm) et donc ne permet pas de les utiliser efficacement pour des rayonnements ionisants de forte énergie, notamment supérieure à 300 keV. La présente invention a justement pour objet un convertisseur d'images constitué de fibres optiques permettant de remédier aux différents inconvénients cités ci-dessus. Elle permet en particulier de briser l'antinomie qui existe entre le rendement des convertisseurs d'images à scintillateurs de l'art antérieur et la définition des images produites en leur sein ; ceci permet notamment d'augmenter le nombre des applications des convertisseurs d'images. De façon plus précise, l'invention a pour objet un convertisseur d'images servant à convertir une répartition spatiale d'un rayonnement ionisant en une image visible et à transmettre Ladite image, se carac térisant en ce qu'il comprend un faisceau de fibres optiques scintillantes et adjacentes dont l'orientation coïncide géométriquement avec le trajet du rayonnement io-nisant, entraînant ainsi une canalisation de la lumière produite suivant la direction des fibres optiques. Ce convertisseur d'images, contrairement aux convertisseurs de l'art antérieur, transmet l'image ou l'information lumineuse produite en son sein de façon anisotrope, c'est-à-dire suivant une seule direction de l'espace, direction correspondant à celle des fibres optiques. Ceci permet de conserver une bonne définition de L'image, et ce quel que soit le volume du convertisseur d'images et en particulier quelle que soit son épaisseur, ainsi qu'un bon rendement, ce qui n'était pas possible avec les convertisseurs d'images de l'art antérieur. Selon un mode préféré de réalisation du convertisseur d'images de l'invention, le faisceau de fibres optiques comprend une première et une deuxième faces extrêmes, de préférence parallèles entre elles, la première face comportant un réflecteur et l'image produite au sein du convertisseur étant utilisable sur la deuxième face, Il peut par exemple présenter la forme d'un tronc de cône ou d'une pyramide tronquée. Selon un autre mode préféré de réalisation du convertisseur d'images de l'invention, le faisceau de fibres optiques est constitué d'un barreau pLein comportant des évidements, ces evidements étant remplis d'un matériau scintillant. Le converti-sseur d'images de I1 invention peut être utilisé dans un grand nombre d'applications. En particulier, il peut être utilisé dans un dispositif de radiographie ou de gammagraphie pour radiographier ou gammagraphier un objet absorbant un rayonnement ionisant. Dans ce cas, Le faisceau de fibres optiques du convertisseur d'images converge vers la source ponctuelle dudit rayonnement ionisant. Le convertisseur d'images de l'invention peut aussi être utilisé dans une chambre å sténopé servant à produire une image d'un rayonnement ionisant, comme par exemple celui provenant des installations nucléaires. Dans ce cas, Le faisceau de fibres optiques du convertisseur d'images converge vers te sténopé dans la chambre. On rappelle qu'une chambre à sténopé est une chambre ou enceinte comportant dans Lsune de ses parois un petit orifice servant d'objectif photographique à ladite chambre. Enfin, le convertisseur d'images de l'invention peut être utilisé dans une gamma-caméra à usage médical servant à la visualisation d'un corps émettant des rayons gamma, ce corps étant généralement un organe d'un patient à examiner dans lequel on a injecté un traceur radioactif. Dans ce cas, le faisceau de fibres optiques du convertisseur d'images prolonge géométriquement le colLimateur des rayons gamma de la camera. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront mieux de la description qui va suivre, donnée à titre illustratif et non limitatif en référence aux figures annexées, dans lesquelles : - les figures 1A et 1B représentent schématiquement un convertisseur d'images conformément à l'invention, selon une première et une deuxième variantes, - les figures 2 et 3 représentent, respecti- vement selon une première et une deuxième variantes, un dispositif de radiographie comprenant un convertisseur d'images conformément à l'invention, - les figures 4 et 5 représentent, respectivement selon une première et une deuxième variantes, une chambre à sténopé comprenant un convertisseur d'images conformément à l'invention, - la figure 6 représente schématiquement l'organisation générale d'une gamma-caméra à usage médical utilisant un convertisseur d'images conformément à l'invention, et - ta figure 7 représente, de façon plus détaillée, une partie de la figure 6 montrant l'agencement du convertisseur d'images de l'invention dans une gamma-caméra. Sur la figure 1A, on a représenté un convertisseur d'images conformément à l'invention. Ce convertisseur, portant la référence générale 2, permet de convertir une répartition spatiale d'un rayonnement ionisant, par exemple un rayonnement X ou y, dont le trajet est schématisé par les flèches F, en une image visible ainsi que de transmettre cette image. Ce rayonnement ionisant provient par exemple d'une source p-onc- tuelle 4. Ce convertisseur d'images 2 est constitué d'un faisceau 5 de fibres optiques 6, scintillantes et adjacentes, pouvant être réalisées soit en verre, soit en matière plastique. Ces fibres optiques 6 sont toutes orientées suivant une direction coincidant géométriquement avec le trajet, représenté par les flèches F, du rayonnement ionisant provenant par exemple de la source ponctuelle 4.Ces fibres optiques 6 convergent donc vers un même point, constitué dans le cas présent par la source ponctuelle 4 du rayonnement. Lorsque le point de convergence des fibres optiques 6, ici la source 4 du rayonnement, est situé à proximité du convertisseur d'images 2, le faisceau 5 de fibres optiques 6 le constituant présente par exemple une forme tronconique, comme représenté sur la figure 1A ou la forme d'une pyramide tronquée (figure 2) ceci peut être notamment obtenu en utilisant des fibres optiques elles-mêmes de forme tronconique ou ayant la forme d'une pyramide tronquée. Bien entendu, toute autre forme du faisceau 5 de fibres optiques peut être envisagée. En particulier lorsque le point de convergence des fibres optiques 6 est situé à l'infini, ce point de convergence étant notamment constitué par une source ponctuelle située à l'infini, les fibres optiques 6 sont parallèles entre elles et de diamètre constant le faisceau 5 de fibres optiques peut présenter alors la forme d'un cylindre de révolution (figure 7). L'orientation des fibres optiques 6 selon le trajet F du rayonnement ionisant permet de canaliser, dans la direction de ces fibres, la lumière ou image visible produite au sein du convertisseur d'images 2 cette image visible résulte de l'interaction du rayonnement ionisant, émis par la source 4 par exemple, avec le matériau scintillant constituant les fibres opti ques 6. Comme représenté sur la figure 1B, le faisceau 5 de fibres optiques 6 du convertisseur d'images 2 peut être constitué d'un barreau plein 8, de forme tronconique ou cylindrique, comportant des évidements 10 remplis d'un matériau scintillant 12. Dans une telle constitution, le barreau plein 8 constitue la gaine optique des fibres optiques 6 et le matériau scintillant 12, le coeur de ces fibres. Selon l'invention, le convertisseur d'images 2 ou plus exactement le faisceau 5 de fibres optiques le constituant, comprend deux faces extrêmes 14 et 16, pouvant être notamment parallèles entre elles. L'une de ces faces extrêmes, par exemple la face 16, peut être munie d'un réflecteur 18 permettant de réfléchir la lumière ou l'image visible fournie par le convertisseur d'images 2 en direction d'un détecteur d'images 22, constitué par exemple par un film photographique. L'image produite par le convertisseur 2, puis réfléchie par le réflecteur 18, peut être utilisée ou détectée sur l'autre face extrême du faisceau de fibres, par exemple la face 14. Le réflecteur 18 peut être constitué d'un dépôt d'aluminium. La définition ou la résolution de l'image produite au sein du convertisseur d'images 2 dépend principalement du diamètre unitaire des fibres optiques 6 du convertisseur ; plus le diamètre des fibres est petit, meilleure est la définition de l'image. Elle dépend à un degré moindre de la qualité de la transmission lumineuse des fibres optiques 6, d'oU l'utilisation possible de fibres optiques plastiques, ainsi que pour chaque fibre de la diffusion Compton des fibres voisines. Ces deux dernières Limitations sont généralement négligeables et ce, quelle que soit la façon dont on utilise l'image formée dans le convertisseur d'ima ges, c'est-å-dire détection sur un film photographique ou sur des photodétecteurs. En revanche, la définition ou la résolution de L'image produite au sein du convertisseur d'images ne dépend pas de la longueur des fibres, contrairement aux convertisseurs d'images de L'art antérieur, de la nature des matériaux scintillants utilisés, de l'ouverture numérique des fibres, de la qualité du réflecteur 18 ni des pertes d'insertion du réflecteur ou du système de détection de l'image produite. De même, le rendement du convertisseur d'images 2 selon l'invention, c'est-å-dire le nombre de photons produits en fonction du nombre de particules ionisantes, dépend essentiellement de la longueur des fibres optiques, de la nature du matériau scintillant, et de l'ouverture numérique des fibres. Un bon rendement peut être obtenu à l'aide de fibres optiques de grande Longueur (plusieurs dizaines de centimètres) utilisant comme matériau scintillant du polystyrène dopé au Z-(4,tert-butylphenyi)5-(4-biphénylyl)1,3,4 oxa d gazole connu sous l'abréviation de butyl PBD ou au 1,4-di[2-(4-méthyl-5-phenyloxazolyl)]benzene connu sous l'abréviation de diméthyl POPOP et présentant une ouverture de l'ordre de 0,6. Le rendement- du convertisseur d'images de l'invention dépend à un degré moindre de la qualité du réflecteur, des pertes d'insertion du reflecteur et du capteur de l'image produite, ainsi que du diamètre unitaire des fibres optiques. Cette dernière limitation peut être évitée en utilisant des fibres optiques de faible diamètre, ce qui va dans le même sens qu'une augmentation de la définition ou de ta résolution de l'image fournie par le convertisseur d'images Le fait de pouvoir obtenir simultanément un bon rendement du convertisseur d'images et une bonne définition de l'image fournie par cetui-c-i permet d'utiliser le convertisseur d'images de l'invention dans un grand nombre d'applications, contrairement aux convertisseurs d'images de l'art antérieur. En particulier, le convertisseur d'images 2 de l'invention, comme représenté sur Les figures 2 et 3, peut être utilisé pour faire une radiographie ou une gammagraphie d'un objet, portant la référence 20, absorbant un rayonnement ionisant, ce rayonnement étant soit un rayonnement X, soit un rayonnement gamma provenant d'une source ponctuelle 4. Conformément à l'invention, les fibres optiques 6 du convertisseur d'images 2 sont orientées suivant le trajet du rayonnement ionisant, représenté par les flèches F, en convergeant vers la source ponctuelle 4 dudit rayonnement ionisant. Une radiographie ou une gammagraphie d1un objet 20 peut être obtenue, comme représenté sur la figure 2, sur un film photographique 22, pouvant être impressionné par l'image produite par le convertisseur d'images 2. Ce film photographique 22, disposé sur la face extrême 14 du faisceau 5 de fibres optiques, est situé en regard de l'objet à analyser 20, dans cette configuration, l'autre face extrême 16 du faisceau de fibres étant munie d'un réflecteur 18 permettant de réfléchir l'image produite par le convertisseur d'images 2, en direction du film photographique 22, cette image correspondant à celle de l'objet 20 à analyser. On peut aussi inverser ta fo-nctiondes deux faces, ou disposer un film sur les deux faces. Sur la figure 2, te convertisseur d'images 2 de l'invention présente la forme d'une pyramide tronquée à base rectangulaire ; ceci est notamment lie au fait que les plaques photographiques utilisées en radiographie ou gammagraphie présentent généralement une forme rectangulaire. L'ensemble du dispositif permettant de faire des radiographies ou des gammagraphies peut être placé dans une cassette 25 du même type que ceux couramment utilisés dans un tel dispositif. Afin que les rayons X ou gamma interagissant avec le matériau scintillant des fibres optiques 6 ne proviennent que de l'objet à analyser 20, il est nécessaire d'utiliser une source 4 aussi petite que possible. Par ailleurs, le diamètre des fibres optiques 6 au contact du film photographique 22 doit être inférieur au tiers du diamètre de la source 4 afin de conserver la définition liée à la source. On peut aussi réaliser une radiographie ou une gammagraphie d'un objet 20 à l'aide d'un converti s- seur d images. 2 de l'invention en utilisant l'agence- ment représenté sur la figure 3. Dans cet agencement, la face extrême 14 du faisceau 5 de fibres optiques, pouvant être située en regard de L'objet à analyser 20, est munie du réf lec- teur 18. L'image produite par le convertisseur d'images 2, correspondant à l'image de l'objet 20 à analyser, est dans ce cas utilisable sur la face extrême 16 du faisceau 5 de fibres optiques. Il est à noter que l'image du rayonnement ionisant peut être détectée par un autre capteur que le film photographique et en particulier par un capteur de localisation. La détection de l'image de L'objet 20 à ana lyser peut être obtenue par exemple sur un film photographique 22a, placé contre la face extrême 16 du fais ceau de fibres du convertisseur d'images 2, mais aussi, comme représenté sur la figure 3, en intercalant entre la face 16 et le film 22, ou tout autre détecteur, un amplificateur de brillance 24 de type connu. Dans cet agencement, le faisceau 5 de fibres optiques du convertisseur présente par exemple une forme tronconique. L'emploi d'un convertisseur d'images, conformément à l'invention, pour faire de la radiographie ou de la gammagraphie par absorption d'un rayonnement ionisant par un objet à analyser permet, compte tenu du rendement élevé du convertisseur d'images, de réduire le temps d'exposition de celui-ci au rayonnement ioni sant et donc le temps d'exposition de l'objet 20 audit rayonnement et d'utiliser des sources de rayonnement moins intenses, ce qui correspond à de sérieux avantages par rapport aux convertisseurs d'images de l'art antérieur, lorsque l'on veut réaliser une radiographie ou une gammagraphie. De plus, étant donné que de hautes énergies de rayonnement ionisant peuvent être accessibles grace au convertisseur d'images de l'invention, on peut, par rapport aux convertisseurs de l'art antérieur, radiographier ou gammagraphier des objets de ptus forte épaisseur. Ces différents avantages peuvent être obtenus sans préjudice de la définition ou de la résolution de l'image produite par le convertisseur d'images de l'invention. Le convertisseur d'images de l'invention peut aussi être utilisé, comme représenté sur les figures 4 et 5, dans une chambre 26 à sténopé servant à fournir, par exemple sur un film photographique, une image d'un rayonnement ionisant tel qu'un rayonnement gamma engendré dans des installations nucléaires, Comme précédemment, les fibres optiques 6 du convertisseur d'images 2 convergent toutes vers un même point, constitué dans le cas présent par le sténopé 28 de la chambre, qui est un petit orifice pratiqué dans l'une des parois de la chambre 26 par lequel arrive le rayonnement ionisant à détecter ; le trajet du rayonnement dans la chambre 26, représenté par les flèches Ff coincide avec l'orientation des fibres optiques 6. Comme représenté sur la figure 4, L'image du rayonnement ionisant à détecter entrant par le sténopé 28 de la chambre 2-6 peut être obtenue sur un fiLm photographique 22 disposé sur la face extrême 1-4 du faisceau 5 de fibres optiques, pouvant être situé en regard du sténopé 28, l'autre face extrême 16 du faisceau de fibres étant munie d'un réflecteur 18- servant à réfléchir l'image fournie par le convertisseur vers le film photographique 22. La position avant du film pe-rmet d'utiliser simultanément la chambre à sténopé, pour obtenir une image classique en lumière visible du. sujet. La superposition des deux images permet aisément de repérer les sources de rayonnement Il est à noter que, dans ce. cas également, l'image du rayonnement ionisant peut être détectée par un autre capteur que le film photographique et en pas- ticulier par un capteur de localisation. Par tailleurs, la forme du faisceau 5, de fibres optiques peut être quelconque et par exemple en forme de pyramide tronquée à base rectangulai re. Comme en radiographie au en gammagr-aphie, le sténopé 28 de la chambre 26 doit être a.ussi petit que possible. Par ailleurs, le di~ame-tre des fibres optiques 6 au contact du film photograph!ique 2Z doit être inférieur au tiers du diamètre équivalent du scénopé, afin de ne pas dégrader la défin-ition Liée au point source. L'image d'un rayonnement ionisant peut aussi être obtenue au moyen d'une chambre à sténopé p.résen- tant l'agencement représenté sur la figure 5 Dans cet agencement, la face extrême 14 du faisceau 5 de fibres optiques situé en regard du sténo pé 28 de la chambre 26 est munie du réflecteur 18. L'image produite par le convertisseur d'images 2, correspondant à celle du rayonnement à détecter, est alors utilisable sur la face extrême 16 du faisceau 5 de fibres optiques. L'impression du film photographique 22, situé du côté de la face extrême 16 du faisceau 5 de fibres, peut se faire en intercalant un amplificateur de brillance 24 entre le convertisseur d'images 2 et le film. Comme en radiographie, ou en gammagraphie l'emploi du convertisseur d'images conformément à l'invention dans une chambre à sténopé permet de réduire considérablement le temps d'exposition du convertisseur d'images au rayonnement ionisant à détecter. Des essais sur un rayonnement gamma produit par une source de cobalt, présentant une énergie de 1170 keV et 1330 keV sur les deux raies d'émission du cobalt 60 ont permis de montrer qu'une diminution d'un facteur 3 du temps d'exposition du convertisseur d'images au rayonnement peut être obtenue par rapport à un renforçateur radiologique à sels de l'art antérieur. Par ailleurs, étant donné que la définition du convertisseur d'images de L'invention ne dépend pas de l'épaisseur de celui-ci, contrairement aux convertisseurs d'images de l'art antérieur, il est possible d'obtenir un degré de liberté supplémentaire pour la conception de la chambre à sténopé, ce qui permet ainsi une meilleure optimisation d'une telle chambre. Le convertisseur d'images de l'invention peut aussi être utilisé dans une gamma-caméra à usage médical servant à visualiser un corps, tel qu'un organe humain, émettant des rayons gamma par l'intermédiaire d'un traceur radioactif injecté dans ledit organe. L'organisation généra le d'une gamma-caméra à usage médical est représentée sur la figure 6. Une gamma-ca-méra comprend un collimateur 30 permettant de sélectionner les rayons gamma émis par l'objet 20 à analyser dont les trajectoires sont perpendiculaires au plan d'observation dudit objet ; le trajet des rayons collimatés est représenté par des flèches F. Conformément à l'invention, un convertisseur d'images 2 est placé derriere le collimateur 30 de façon que Le faisceau 5 de fibres optiques 6 de ce convertisseur prolonge géométriquement le collimateur 30. En particulier, chaque canal 32 du collimateur 30 est prolongé par au moins une fibre optique 6 du convertisseur d'images 2. Si Les canaux ne sont pas prolongés par une fibre de même diamètre, le diamètre des fibres doit être inférieur au tiers du diamètre du canal pour ne pas dégrader la définition.Dans une telle structure, les fibres optiques 6 sont quasi-pa allèles ou parallèles entre elles suivant- que les canaux 32 du collimateur 30 sont parallèles entre eux, divergents ou convergents ; lorsque les canaux 32 sont parallèles entre eux, le point de convergence des fibres optiques est situé à l'infini. Selon l'invention, l'une des faces extremes du faisceau 5 de fibres optiques 6 constituant le convertisseur d'images 2, par exemple la face 14, peut être munie d'un réflecteur 18, cette face 14 étant disposée en regard du collimateur 30. Dans une telle organisation, l'image visible de l'objet à analyser 20, fournie par le convertisseur d'images 2, est utilisable sur la face extrême 16 du faisceau 5 de fibres optiques du convertisseur d'images. Dans une gamma-caméra à usage médical, llima- ge fournie par le convertisseur d'images 2 est détectée par des photodètecteurs 34 tels que des photomultipli- cateurs, produisant des signaux électriques qu'il faut traiter, au moyen d'un-circuit de traitement de signaux 36,constitué principalement par un calculateur, de façon à visualiser l'image de l'objet 20 à examiner sur n dispositif de visualisation 38, du type tube cathodique à mémoire par exemple, ou moniteur vidéo. La -méthode de traitement de l'information lumineuse fournie par le convertisseur d'images 2 de l'invention permet de reconstituer les coordonnées du barycentre de l'image. Le système de traitement correspondant est un système du type à reconstitution de coordonnées, comme par exemple-du type utilisé dans la caméra d'Anger. Dans ce type de traitement, il est nécessaire que plusieurs photodétecteurs 34, par exemple des photomultiplicateurs, reçoivent une partie de l'information lumineuse fournie par le convertisseur d'images 2. Ceci est automatiquement réalisé par les scintillateurs des convertisseurs d'images classiques dont la transmission de l'information lumineuse produite en leur sein est isotrope. En revanche, pour obtenir le même résultat avec te convertisseur d'images de l'invention, il est nécessaire, comme représenté sur la figure 6, d'utiliser un mélangeur 40 disposé entre le convertis seur d'images 2 de l'invention et les photodetec- teurs 34. Comme représenté de façon plus détaillée sur la figure 7, le mélangeur -40 est disposé au contact de la face extrême 16 du faisceau 5 de fibres optiques 6 du convertisseur d'images 2 sur laquelle est formée l'image produite par ledit convertisseur. Ce mélangeur 40 s'étend continûment sur toute la surface du conver tisseur d'images 2 de l'invention, ou plus exactement sur toute la face extrême 16 du faisceau de fibres. La forme du mélangeur8O est donc fonction de la forme du convertisseur d'images 2. Le mélangeur 40 est constitué d'un matériau transparent à la lumière émise par le scintillateur, et la transmettant de manière isotopique, par exemple le matériau de coeur des fibres optiques utilisées (polystyrène). En particulier, lorsque le convertisseur d'images présente une forme cylindrique de révolution, le mélangeur 40 présentera la même forme et il aura un diamètre au moins égal à celui du convertisseur d'images. Par ailleurs, les photodétecteurs 34 sont disposés de façon jointive et au contact du mélangeur 40, du côté opposé du convertisseur d'images 2, de façon à capter toute la lumière sortant du scintillateur 40. Ces photodétecteurs 34, du type photomultiplicateur, présentent généralement comme représenté sur la figure 7, urie surface réceptrice 34a de forme hexagonale. Ces surfaces réceptrices peuvent bien entendu présenter une toute autre forme et en particulier une forme circulaire. L'emploi d'un convertisseur d'images constitué de fibres optiques scintillantes conformément à l'invention, permet d'obtenir une forte discrimination des signaux électriques issus de chacun des photodétecteurs 34 ; en particulier, il permet d'augmenter la précision de la méthode de traitement de reconstitution de coordonnées étant donné que l'épaisseur du mélangeur 40 peut être optimisée à une valeur relativement fai ble, celui-ci étant uniquement utilisé pour transformer les informations lumineuses unidirectionnelles issues du convertisseur d'images 2 en des informations lumineuses isotropies.Dans l'art antérieur, le scintillateur à cristal était utilisé non seulement en tant que mélangeur mais aussi pour convertir l'énergie du rayonnement ionisant en information lumi-neuse, ce qui ne permettait pas d'obtenir simultanément un bon rendement de détection et une bonne définition de l'image de l'objet à analyser pour des scintillateurs épais. Le convertisseur d'images de l'invention présente, par rapport aux convertisseurs d'images de l'art antérieur, des propriétés qui permettent de mieux résoudre tous les problèmes de détection et/ou de localisation d'un rayonnement ionisan-t. En particulier, il peut être utilisé dans un grand nombre d'applications qui souffraient de limitations graves compte tenu de l'emploi des convertisseurs d'images classiques. Ces applications ne sont bien entendu pas limitées à celles décrites précédemment. La réalisation de faisceaux de fibres optiques, notamment de faisceaux convergents de telles fibres, peut être obtenue par mise en oeuvre du procédé décrit dans la demande de brevet EN 8408058 du 23 mai 1984 au nom du même demandeur. REVENDICATIONS 1. Convertisseur d'images servant à convertir une répartition spatiale d'un rayonnement ionisant en une image visible et à transmettre ladite image, caractérise en ce qu'il comprend un faisceau (5) de fibres optiques (6) scintillantes et adjacentes dont l'orientation coïncide géométriquement avec ie trajet (F) du rayonnement ionisant, entraqnant ainsi une canalisation de la lumière produite suivant la direction des fibres optiques (6). 2. Convertisseur d'images selon la revendication 1, caractérisé en ce que le faisceau (5) de fibres optiques (6) comprend une première (14, 16) et une deuxième (16, 14) faces extrêmes de préférence pa allèles entre elles, l'image produite etant utilisable sur les deux faces à la fois. 3. Convertisseur d'images selon la revendication 1, caractérisé en ce que le faisceau (5) de fibres optiques (6) comprend une première et une deu xième faces extrêmes, de préférence parallèles entre elles, la première face (14, 16) comportan-t un réflecteur (18) et l'image produite étant utilisable à la deuxième face (16, 14). 4. Convertisseur d'images selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que le faisceau (5) de fibres optiques (6) présente une forme tronconique ou la forme d'une pyramide tronquee. 5. Convertisseur d'images selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le faisceau (5) de fibres optiques (6) est constitué d'un barreau plein (8) comportant des évidements (10), ces évidements étant remplis d'un matériau scintillant (12). 6. Dispositif de radiographie ou de gammagra phie d'un objet (20) par absorption d'un rayonnement ionisant, caractérisé en ce qu'il comprend un convertisseur d'images (2) selon L'une quelconque des revendications 1 à 5, dont le faisceau (5) de fibres optiques (6) converge vers la source ponctuelle (4) dudit rayonnement ionisant. 7. C-hambre à sténopé servant à fournir une image d'un rayonnement ionisant, caractérisée en ce qu'elle comprend un convertisseur d'images (2) selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, dont le faisceau (5) de fibres, optiques (6) converge vers le sténopé (28) de la chambré (26). 8. Gamma-caméra à usage médical permettant La visualisation d'un corps (20) émettant des rayons gamma, caractérisée en ce qu'elle comprend un convertisseur d'images (2) selon L'une quelconque des revendications 1 à 5 dont le faisceau (5) de fibres optiques (6) prolonge géométriquement te collimateur (3) de rayons gamma de La caméra. 9. Gamma-caméra selon la revendication 8, caractérisée en ce que la première face extrême (14) du faisceau (5) de fibres optiques (6) comportant un réflecteur (18) est disposée en regard du collimateur (30). 10. Gamma-caméra selon la revendication 9, caractérisée en ce quelle comprend un scintillateur mélangeur à cristal (40) disposé en-regard de la première face extrême (14) du faisceau (5) de fibre-s optiques (6) et un système de reconstitution de coordonnées (34) disposé après le scintillateur mélangeur (40). 11. Gamma-caméra selon la revendication 10, caractérisée en ce que le système de reconstitution de coordonnées comprend une multitude de photomultiplicateurs (34).