Brevet FR2803394A1 — publié le 20010706

SYSTEME DE DETECTION D'IMAGE RADIOLOGIQUE POUR GENERATEUR DE RAYONS X A BALAYAGE La présente invention est relative à un système de detection d'image radiologique pour générateur de rayons X à balayage apte à fonctionner à cadence élevée. Les systèmes d'imagerie à rayons X regroupant un systeme de detection d'image radiologique associé à un générateur de rayons X sont utilisés dans le domaine médical ou dans le domaine du contrôle non destructif. Dans ces types d'application, on cherche à obtenir des images de tres bonne qualité et notamment bien contrastées, Un système d'imagerie à rayons X classique utilisé dans le domaine médical comporte généralement un générateur de rayons X delivrant un rayonnement X auquel est exposé un patient et à l'opposé du générateur de rayons X, un système de détection qui détecte le rayonnement X ayant traversé le patient et qui est alors porteur d'une image radiologique. Le générateur de rayons X et le patient sont positionnés l'un par rapport à l'autre de manière que le champ d'irradiation du rayonnement X couvre à un instant donné toute la surface à imager du patient. Le système de détection stationnaire détecte alors simultanément l'image radiologique de toute la surface à imager. Or une partie importante des rayons X qui traverse le patient est diffusée, c'est-à-dire qu'elle est déviée de sa trajectoire rectiligne initiale. Les rayons déviés ou diffusés sont quand même détectés par le système de détection et l'image détectée est détériorée par rapport à celle qui serait fournie uniquement par les rayons X utiles, c'est-à-dire ceux qui n'ont pas été déviés. Cette détérioration se traduit par une dégradation du contraste, Pour s'affranchir des rayons X diffusés, on place généralement une grille anti-diffusante entre le patient et le système de détection. Cette grille absorbe une grande partie des rayons X diffusés mais absorbe aussi partie des rayons X utiles, et nécessite en conséquence une dose patient plus élevée. Cette grille est actuellement la seule solution pour eliminer le diffusé dans les systèmes de détection à tube intensificateur d'image radiologique qui sont actuellement les plus utilisés pour faire de l'imagerie radiologique en temps réel. Une autre solution pour s'affranchir des rayons X diffusés sans augmenter la dose de rayons X consiste à utiliser un générateur de rayons X à balayage irradie la surface à imager de manière progressive, la zone irradiée instantanée n'étant qu'une portion de la surface à imager. Dans ce cas, le générateur de rayons X est associé un système de détection mobile qui est synchronisé avec le mouvement de balayage du rayonnement et en correspondance géométrique avec la zone irradiée instantanée. Le système de détection est généralement formé d'éléments capteurs à l'état solide recouverts d'un matériau scintillateur et arrangés en barrette, les dimensions de cette barrette sont telles qu'elle ne reçoit l'image de la zone irradiée instantanée. Elle ne détecte donc pas les rayons X diffusés sont déviés mais que des rayons X ayant traversé directement le patient. mise en oeuvre de tels systèmes de détection nécessite dispositifs mécaniques compliqués. dimensions de la barrette sont conditionnées par celles de zone irradiée instantanée. Il n'est donc pas possible, sans changer de barrette, de vouloir optimiser le compromis entre les dimensions de la zone irradiée et le débit de rayons X. Il n'est pas aisé de déplacer la barrette d'éléments capteurs à l'état solide au rythme du rayonnement X balayant, surtout si la vitesse de balayage requise est élevée, comme dans les examens de fluoroscopie dans lesquels plusieurs dizaines d'images par secondes doivent être réalisées. La mécanique de précision utilisée pour mouvoir le système de détection represente un poste important dans le coût de tels systèmes détection. La présente invention tout en continuant à éliminer le diffusé images radiologiques, vise à s'affranchir des problèmes sus mentionnes, notamment lies aux doses à administrer au patient, au mouvement mécanique du capteur d'image et permet d'atteindre des vitesses balayage compatibles avec celles requises en mode fluoroscopie, Pour y parvenir la présente invention est un système de détection d'image radiologique apte à coopérer avec un générateur de rayons X à balayage destiné à produire un rayonnement X balayant une surface à imager, ce rayonnement X balayant irradiant portion après portion la surface à imager, le rayonnement X issu d'une portion étant porteur d'une image radiologique de ladite portion. Il comporte un capteur d'image qui est stationnaire * à vis du balayage et qui est dimensionné pour pouvoir acquérir une image de toute la surface à imager via le rayonnement X issu des poffions, système de détection comportant de plus des moyens pour limiter, à un instant donné, l'acquisition du capteur d'image à celle de l'image de la portion irradiée à cet instant, ces moyens de limitation étant en synchronisme avec le balayage et en correspondance géométrique avec portion irradiée, Dans une première configuration, les moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image peuvent être des moyens d'occultation partielle capteur d'image vis à vis de la surface à imager, externes au capteur d'image. Le capteur d'image peut être un capteur d'image lumineuse coopérer avec des moyens pour convertir le rayonnement X issu des portions en image lumineuse. Dans un autre mode de réalisation, le capteur d'image peut être un capteur d'image électronique et coopérer avec des moyens pour convertir le rayonnement X issu des portions en image électronique. Les moyens pour limiter l'acquisition peuvent comporte au mains partie qui laisse passer l'image lumineuse de la portion irradiée, le reste étant opaque, les dimensions de la partie étant en correspondance géométrique avec celles de la portion irradiée. Dans une variante les moyens pour limiter l'acquisition peuvent comporter au moins une partie qui laisse passer l'image radiologique la portion irradiee, le reste étant opaque, les dimensions de la partie étant en correspondance géométrique avec celles de la portion irradiée. Les moyens pour limiter l'acquisition peuvent être réalisés par un obturateur à cristaux liquides en réseau, fixe par rapport au capteur d'image lumineuse. On peut aussi envisager que les moyens pour limiter l'acquisition soient des moyens mécaniques mobiles par rapport au capteur d'image et notamment mobiles en rotation ou en translation. Dans une configuration avantageuse, les moyens pour limiter l'acquisition capteur d'image peuvent être intégrés au capteur d'image. Le capteur d'image peut être de type état solide et notamment de type CCD, de type CMOS, à diodes photosensibles, à éléments capacitifs. Le capteur d'image peut être un capteur d'image lumineuse forme d'une pluralite de pixels photosensibles à l'état solide, les moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image peuvent commander juste avant qu'une portion ne soit irradiée, un effacement des pixels du capteur correspondants à l'image lumineuse de ladite portion irradiée, et une lecture desdits pixels juste après l'irradiation de la dite portion. Le capteur d'image peut être un capteur d'image électronique forme d'une pluralite d'éléments capacitifs et les moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image peuvent commander juste avant qu'une portion ne soit irradiée, une mise à zéro des éléments capacitifs correspondant à l'image électronique ladite portion irradiée et une lecture des charges stockées dans lesdits éléments capacitifs juste après l'irradiation de la dite portion . Il est aussi possible que le capteur d'image lumineuse soit de type film photographique ou film cinématographique. Les moyens pour convertir le rayonnement X en image lumineuse peuvent être de type intensificateur d'image radiologique ou scintillateur tandis que les moyens pour convertir le rayonnement X en image électronique peuvent être réalisés à base de sélénium. Le système de détection peut comporter des moyens de traitement de l'image captée par le capteur d'image de manière à reconstruire une image complète de l'image radiologique de la surface à imager à partir des images des zones irradiées. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description qui suit illustrée par les figures annexées qui représentent : - la figure 1 une coupe d'un exemple de système de détection d'image selon l'invention associé à un générateur de rayons X à balayage, dans lequel les moyens de limitation de l'acquisition du capteur d'image sont des moyens d'occultation partielle mécaniques -, - la figure 2 une vue de face des moyens limitant l'acquisition du capteur d'image utilisés dans le système de détection d'image de la figure 1 ; - la figure 3 une coupe d'un second exemple de système de détection d'image selon l'invention associé à un générateur de rayons X à balayage, dans lequel les moyens de limitation de l'acquisition du capteur d'image sont moyens d'occultation partielle mécaniques ; - la figure 4 une vue de face des moyens limitant l'acquisition du capteur d'image utilisés dans le système de détection d'image de la figure 3 ; - la figure 5 une coupe d'un troisième exemple de système de detection d'image selon l'invention associé à un générateur de rayons X à balayage, dans lequel les moyens de limitation de l'acquisition du capteur d'image sont des moyens d'occultation partielle mécaniques; - la figure 6 une coupe d'un quatrième exemple de système de detection d'image selon l'invention associé à un générateur de rayons X à balayage, dans lequel les moyens de limitation de l'acquisition du capteur d'image sont des moyens d'occultation partielle électroniques et externes au capteur d'image ; - la figure 7 une vue de face des moyens d'occultation partielle utilisés dans le système de détection d'image de la figure 6 ; - les figures 8a, 8b, en coupe, deux nouveaux exemples de système de détection d'image selon l'invention dans lesquels les moyens limitant l'acquisition du capteur d'image sont intégrés au capteur d'image ; - les figures 9a, 9b, 9c trois vues de face du capteur d'image de la figure 8a, à des instants différents, permettant de comprendre le .fonctionnement des moyens limitant son acquisition - la figure 10, en coupe partielle un capteur d'image électronique pouvant être intégré dans un système de détection d'image selon l'invention. Sur ces figures les mêmes éléments portent la même réference et les échelles ne sont pas respectées dans un souci de clarté. La figure 1 représente un système de détection d'image 20 conforme à l'invention. Ce système de détection d'image est utilisé dans un equipement d'imagerie médicale comportant un générateur 10 rayons X à balayage qui délivre un rayonnement X 1 balayant une surface à imager 2 patient 3 à examiner. A un instant donné, le rayonnement 1 n'irradie une portion 2' de la surface à imager 2. A l'issu d'un balayage complet, toute la surface à imager 2 a été irradiée portion par portion. générateur de rayons X à balayage peut être à balayage de fente, c'est à dire avec une fente qui se déplace devant une source de rayons X ou être à fente fixe comme décrit par exemple dans la demande de brevet française déposée sous le numéro 99 08320. De l'autre côte du patient 3, c'est à dire à l'opposé du générateur 10 de rayons X à balayage se trouve le système de détection 20 selon l'invention. Il détecte le rayonnement X 1 ayant traversé le patient, ce rayonnement étant porteur d'une image radiologique. Selon une caractéristique de l'invention, le système de détection 20 d'image comporte un capteur d'image 22 destiné à acquérir via le rayonnement issu des portions, une image de la surface à imager. Ce capteur d'image 22 est stationnaire vis à vis du balayage et possède des dimensions lui permettant d'acquérir une image de toute la surface à imager 2 Il n'est pas comme dans l'art antérieur mis en mouvement et limité en dimensions à celles de la portion irradiée. En supprimant moyens pour mettre en mouvement le capteur puisqu'il est stationnaire, s'affranchit notamment des problèmes mécaniques rencontrés dans l'art antérieur avec capteur déplaçable au rythme du rayonnement balayant. Le système de détection d'image 20 comporte également des moyens 24 pour limiter à un instant donné, l'acquisition du capteur d'image 22 à celle de l'image la portion 2' irradiée à cet instant, ces moyens étant en synchronisme avec le balayage et en correspondance géométrique avec la portion irradiée 2'. Une liaison en pointillés illustre le synchronisme entre le rayonnement 1 balayant et les moyens 24 limitant l'acquisition du capteur d'image 22. Dans l'exemple décrit, le capteur d'image 22 est un capteur d'image lumineuse et il coopère avec des moyens 21 pour convertir le rayonnement X porteur de l'image radiologique en une image lumineuse reçue par le capteur d'image 22 lumineuse. On pourrait envisager d'utiliser un capteur d'image électronique à la place du capteur d'image lumineuse comme le montre la figure 10 décrite ultérieurement. Ce capteur est destiné à capter des charges électroniques et il coopère avec des moyens pour convertir le rayonnement X porteur de l'image radiologique en une image électronique. Dans l'exemple décrit à la figure 1, le système de détection 20 comporte en tant que moyens de conversion un tube intensificateur d'image radiologique 21 connu sous le sigle IIR, suivi du capteur d'image 22 lumineuse. Les moyens 24 limitant l'acquisition du capteur d'image 22 lumineuse sont des moyens mécaniques d'occultation partielle du capteur d'image 22 lumineuse. Ces moyens 24 d'occultation partielle sont externes au capteur d'image 22 lumineuse, ils masquent partiellement le capteur d'image 22 de manière à ce qu'il ne capte, à un instant donné, que l'image lumineuse de la portion irradiée 2' par le rayonnement X 1 balayant. On va voir maintenant plus en détails le système de détection d'image selon l'invention dans sa réalisation de la figure 1. Le tube IIR 21 comporte de manière classique enceinte 200 etanche au vide fermée à une extrémité par une fenêtre d'entrée 201 par laquelle pénètre le rayonnement X balayant 1 ayant traverse patient 3. Le rayonnement X balayant 1 rencontre ensuite écran d'entrée dont la fonction est de traduire l'intensité du rayonnement X en une quantité d'électrons. Cet écran d'entrée 202 est dimensionne de manière à pouvoir être frappé par le rayonnement X 1 quel que soit le lieu d'impact sur fenêtre d'entrée 201. L'écran d'entrée 202 comprend généralement un scintillateur 203 associé à une photocathode 204. Le scintillateur 203 convertit le rayonnement X 1 balayant en photons visibles qui sont eux- mêmes convertis en électrons par la photocathode 204. Un jeu d'électrodes 205 accélère les électrons et focalise sur un écran de sortie cathodoluminescent 206. L'écran de sortie 206 luminescent est disposé à proximité d'une fenêtre de sortie 207 située à l'opposé de la fenêtre d'entrée 201. L'impact des électrons sur l'écran luminescent 206 permet de reconstituer l'image lumineuse qui s'est formée sur la photocathode 204. Cette image lumineuse traduit à un instant donné l'image radiologique de la portion irradiée 2'. Cette image lumineuse comporte les défauts évoqués plus haut avec uniquement le rayonnement X balayant, des rayons X diffusés percutent la photocathode 204 et leur effet est visible sur l'écran de sortie L'image affichée par l'écran de sortie 206 est alors transmise vers le capteur d'image 22 lumineuse. Ce capteur d'image 22 lumineuse est généralement un capteur de type CCD (pour Charge-Coupled Device en langue anglaise ou dispositif à couplage de charges) inclus dans une camera vidéo 220, un film cinématographique placé dans une caméra cinématographique ou un film photographique inclus dans un appareil photographique. Le capteur CCD peut être remplacé avantageusement un capteur de type CMOS. transmission de l'image lumineuse affichée par l'écran de sortie 206 vers le capteur d'image 22 lumineuse se fait généralement l'intermédiaire d'un dispositif optique de couplage 209, disposé à l'extérieur du tube IIR et centré sur un axe XX longitudinal du tube IIR, axe autour duquel est également centré l'écran de sortie 206. Ce dispositif optique couplage 209 peut comporter lentilles, fibres optiques.... Selon une caractéristique de l'invention, le capteur d'image 22 lumineuse est dimensionné pour recevoir en totalité l'image de la surface à imager 2, comme c'est le cas dans les systèmes de détection d'image classiques à faisceau de rayons X stationnaire. est associé à des moyens d'occultation 24 partielle synchronisés avec le mouvement de balayage du rayonnement X 1 balayant et en correspondance géométrique avec la portion 2' irradiée de la surface à imager. étant masqué partiellement, le capteur d'image 22 lumineuse ne peut capter que l'image lumineuse de la portion irradiée 2' par le rayonnement X 1 balayant. Ces moyens d'occultation 24 empêchent que le capteur d'image 22 lumineuse ne capte la trace de rayons X diffusés dans le patient 3. Le système de détection d'image 20 peut comporter un dispositif d'acquisition et de traitement de signaux 23 qui traite et stocke des signaux relatifs à l'image que lui délivre le capteur d'image 22 lumineuse. Après traitement approprié, ces signaux peuvent être observés sur un dispositif de visualisation 25. Dans l'exemple de la figure 1, le capteur d'image 22 lumineuse est stationnaire * à vis du balayage tandis que les moyens d'occultation partielle sont mobiles et plus particulièrement rotatifs par rapport au capteur d'image 22 lumineuse. Ils sont placés entre J'écran de sortie 206 et le capteur d'image 22 lumineuse. prennent la forme d'un disque 240 opaque à la lumière provenant l'écran de sortie 206, et doté d'au moins une fenêtre 241 laissant passer la lumière. Cette fenêtre 241 peut être tout simplement une ouverture dans le disque qui laisse passer l'image lumineuse de la portion irradiée Le disque 240 est entraîné en rotation de manière que sa fenêtre 241 se déplace en synchronisme avec le rayonnement 1 balayant la surface imager 2. Lorsque le rayonnement X 1 balayant a excursionné totalement la surface à imager 2, la fenêtre 241 a excursionné le capteur d'image lumineuse et ce dernier à capté la totalité de l'image radiologique de la surface à imager 2 convertie en im age lumineuse, à partir d'une pluralité d'images lumineuses correspondant aux différentes portions irradiées 2' pendant balayage. La vitesse de rotation du disque 240 synchronisée avec celle du faisceau de rayons X balayant 1. On suppose que le balayage du rayonnement X 1 balayant s'effectue sur la surface à imager 2 de haut en bas comme le montre la figure 1. Le rayonnement X balayant 1 émerge d'une fente 4 dont la longueur, perpendiculaire à la direction du balayage, correspond à la dimension de la surface à imager 2 située également perpendiculairement à la direction de balayage, à un coefficient d'agrandissement près. Ce facteur est fonction de la distance séparant le patient 3 du générateur de rayons X 10. La largeur de la fente 4 située dans le sens du balayage est très petite devant l'autre dimension de la surface à imager 2 située également dans le sens du balayage. La fente 4 peut-être animée d'un mouvement de va-et- vient en translation, mais on peut envisager, pour s'affranchir de ce mouvement de va-et-vient qui est toujours difficile à réaliser à grande vitesse, d'utiliser un disque animé d'un mouvement de rotation et doté d'une ou plusieurs fentes. Dans cas le balayage est unidirectionnel. Les dimensions de la portion irradiée 2' à un instant donné sont calquées sur celles de la fente 4 au coefficient d'agrandissement près. Sur l'exemple de la figure 1, les fenêtres 241 sont des fentes radiales dont les dimensions sont calquées sur celles de la portion irradiée 2% à un coefficient de proportionnalité près, fonction des positions relatives et des effets des différents éléments se trouvant entre le patient 3 et les moyens d'occultation 24. Ces fentes 241 sont situées à la périphérie du disque 240. Il est préférable de répartir les fenêtres 241 sur toute la périphérie du disque surtout si la cadence des images radiologiques à prendre est élevée. Dans le cas où le balayage se fait en translation, le disque 240 aura rayon grand devant la longueur des fenêtres 241 de sorte que le déplacement d'une fente devant le capteur d'image 22 lumineuse soit assimilable à une translation. On se réfère à la figure 2. Les moyens d'occultation 24 partielle peuvent prendre la forme d'un ruban opaque 242 doté d'une ou plusieurs fenêtres 243 transparentes la lumiere de l'écran de sortie 206. Ce ruban 242 peut être configuré en boucle et entraîné par des galets 244 comme l'illustre la figure 3. Lorsqu'il est face au capteur d'image 22 lumineuse, il se déplace en translation. Ses fenêtres 243 sont des fentes transversales à la direction de déplacement du ruban 242. On se réfère à la figure 4. Si le mouvement de balayage est un mouvement de va et vient bidirectionnel, l'émission des rayons X peut-être arrêtée pendant un des deux trajets si les moyens d'occultation partielle sont animés d'un mouvement unidirectionnel en rotation ou en translation. Dans les deux configurations décrites, les moyens d'occultation 24 partielle sont disposés entre l'écran de sortie 206 et le capteur d'image 22 lumineuse. Dans le cas où un dispositif optique de couplage 209 est interposé entre l'écran de sortie 206 et le capteur d'image 22 lumineuse, les moyens d'occultation 24 partielle peuvent se trouver soit entre l'écran de sortie 206 et le dispositif optique de couplage 209 comme sur la figure 1, soit entre le dispositif optique de couplage 209 et le capteur d'image 22 lumineuse comme sur la figure 3. On pourrait aussi envisager que les moyens d'occultation 24 partielle soient placés entre le patient 3 et les moyens de conversion 21 et qu'ils soient directement exposés au rayonnement X. Dans cette variante, le capteur d'image pourrait être un capteur d'image électronique. Dans l'exemple illustré à la figure 5, le capteur d'image est un capteur d'image lumineuse et les moyens de conversion 21 sont matérialisés par un tube IIR. Les différences avec les configurations décrites précédemment sont que maintenant les moyens d'occultation partielle 24 sont exposés directement au rayonnement X 1 ayant traversé le patient 3 et comportent une partie opaque 247 au rayonnement X et une ou plusieurs parties 248 qui le laisse passer. On suppose sur cette figure 5 que les moyens d'occultation partielle 24 prennent la forme d'un disque qui forme la partie opaque 247 et que ce disque est doté de fenêtres 248 sous forme de fentes qui laissent passer l'image radiologique de la portion irradiée 2'. Ces moyens d'occultation partielle 24 devant être partiellement opaques au rayonnement X sont réalisés à base de plomb et nécessitent des moyens plus puissants pour être déplacés et plus onéreux que dans les variantes précédentes. Au lieu que les moyens d'occultation partielle 24 soient des moyens mécaniques mobiles par rapport au capteur d'image 22, il est possible qu'ils soient fixes, ce qui permet faciliter l'asservissement du rayonnement X 1 balayant aux moyens d'occultation 24 partielle. On se réfère aux figures 6 et 7 qui illustrent cette configuration. Les moyens d'occultation partielle 24 sont réalisés par un obturateur 245 à cristaux liquides en réseau dont la transmission est asservie à la position de la portion irradi 2' par le rayonnement X 1 balayant. Ces moyens d'occultation partielle 24 sont utilisés pour arrêter la lumière provenant de l'écran de sortie 206 du tube intensificateur d'image radiologique 21. Cet obturateur 245 peut comprendre une fine couche 31 de cristaux liquides (par exemple de type nématique en hélice) prise en sandwich entre deux lames transparentes 32, 33 scellées entre elles, elles mêmes placées entre deux polariseurs croisés 36. Un tel obturateur 245 fonctionne la manière suivante. Au moins une des lames transparentes est pourvue d'un réseau d'électrodes. permettant d'appliquer un champ électrique à des portions de la couche de cristaux liquides. C'est pourquoi l'obturateur 245 est dit en réseau. En soumettant une partie de la couche de cristaux liquides à un champ électrique, elle devient opaque et arrête la lumière provenant de l'écran de sortie 206. Cette lumière ne peut plus atteindre le capteur d'image 22 lumineuse. En l'absence de champ électrique, cette partie est transparente et laisse.passer la lumière provenant de l'écran de sortie 206. Cette lumière peut ainsi atteindre le capteur d'image 22 ineuse. Dans l'exemple décrit et représenté en détails sur la figure 7, on a representé sur chaque lame 32, 33 transparente un réseau 34, 35 d'électrodes El, E2 transparentes parallèles orientées transversalement à la direction du balayage du rayonnement X 1. Une électrode El d'un réseau 34 est appariée à une électrode E2 de l'autre réseau 35 et deux électrodes appariées sont en vis à vis. Chaque réseau 34, 35 est relié à un dispositif de commande respectivement 37, 38 permettant d'appliquer à ses électrodes El, un potentiel approprié et donc de soumettre à un champ électrique approprié la portion de cristaux liquides située entre deux électrodes appariées afin de la rendre opaque. La commande des potentiels à appliquer aux électrodes réalisé en synchronisme avec le balayage, permet, à chaque instant, d'inclure dans l'obturateur 245 rendu opaque une zone transparente 246 dont les dimensions sont telles que le capteur d'image 22 lumineuse ne capte que l'image radiologique de la portion irradiée 2'. Les dimensions de la zone transparente 246 sont calquées sur celles de la portion irradiée 2' au coefficient de proportionnalité près. Les motifs d'électrodes décrits sur la figure 7 ne sont que des exemples non limitatifs et d'autres sont bien sûr envisageables pour délimiter ce doit rester opaque et ce qui doit devenir transparent. Un avantage non négligeable des moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image associés à un tube intensificateur d'image radiologique, dans configuration où ils sont localisés entre l'écran sortie et le capteur d'image est que ces moyens de limitation n'éliminent pas seulement la lumiere provenant du rayonnement X diffusé dans le patient mais également la lumiere diffusée et les rayons X diffusés sur tout le trajet compris entre eux et le patient. En leur absence, cette lumière ou ce rayonnement X seraient captes par le capteur d'image et le contraste serait dégradé. Les meilleurs gains en contraste sont obtenus en plaçant les moyens limitation le plus près possible du capteur d'image lumineuse. Au lieu d'être externes au capteur d'image, les moyens de limitation de son acquisition peuvent lui être intégrés. variantes sont illustrées aux figures 8a, 8b, 9a à 9c et 10 avec des capteurs d'images à l'état solide. On se réfère à la figure 8a. On retrouve comme sur la figure 1, le générateur 10 de rayons X à balayage qui délivre le rayonnement X 1 balayant la surface à imager 2 d'un patient 3 à examiner. De l'autre côté du patient 3 trouve le système de détection 20 selon l'invention avec un capteur d'image lumineuse 22. Il comporte des moyens 21 pour convertir le rayonnement X issu des portions 2' en image lumineuse de type tube IIR associés capteur d'image lumineuse 22. Maintenant le capteur d'image 22 lumineuse est un capteur de type CMOS inclus par exemple dans une caméra vidéo 220. Les moyens 240 pour limiter l'acquisition du capteur d'image lumineuse sont intégrés au capteur d'image lumineuse. Les capteurs de type CMOS de conception récente commencent être utilisés. Ils sont très prometteurs car ils consomment beaucoup moins que les capteurs CCD, sont beaucoup moins encombrants, offrent de nouvelles possibilités dans l'acquisition de portions d'images, peuvent opérer ' des vitesses supérieures à celles des capteurs CCD et sont de coûts moindres. Dans un tel capteur chaque pixel ne comporte pas seulement un élement photocapteur, par exemple une photodiode, mais aussi un circuit à transistor CMOS à fonction d'amplificateur de lecture permettant de pouvoir lire rapidement la quantité de charges stockée au niveau de chaque pixel qui a été exposé à un signal lumineux. Sur le même substrat se trouve aussi des moyens pour numériser les signaux stockés par les pixels et utilisés lors de la lecture. Dans. configuration de la figure 8a et des figures 9a à 9c, le capteur d'image 22 lumineuse est formé d'une pluralité de points sensibles ou pixels Pl à P9 photosensibles arrangés en matrice et connectés entre un conducteur colonne Yl à Y3 et un conducteur de ligne Xl à X3. Ces pixels sont symbolisés par un carré. On en a représenté seulement neuf pour ne pas surcharger la figure. Après une exposition à un signal lumineux, les pixels Pl ' reliés à un même conducteur de ligne Xl sont adresses en même temps par un dispositif d'adressage 400 relié aux conducteurs de ligne Xl à la quantité de lumière qu'ils ont reçue est lue au niveau de chaque pixel, les données lues pour chaque pixel étant transférées les conducteurs de colonne Yl à Y3 dans un dispositif de conversion analogique-numérique 401 fonctionnant en parallèle pour y être numérisees. Les moyens 240 limitant l'acquisition du capteur d'image 22, dans une première phase, juste avant qu'une portion 2' ne soit irradiée, commandent la remise à zéro c'est à dire l'effacement des pixels P4 à du capteur correspondant à l'image lumineuse de ladite portion, et dans une seconde phase, juste après que la portion 2' ait été irradiée, commandent la lecture des pixels P4 à P6 correspondant à cette image lumineuse. Pour acquérir l'image lumineuse de la surface à imager 2 tous les pixels sont soumis à cette succession d'états effacement, exposition, lecture. Les figures 9a à 9c servent ' décrire le fonctionnement des moyens de limitation 240. On suppose que le balayage du rayonnement X 1 se fait linéairement comme sur la figure 1 et qu'une ligne de pixels correspond à une portion irradiée 2'. La flèche entrant dans le bloc 240 symbolisant les moyens de limitation indique que ces moyens sont synchronisés avec le mouvement de balayage du rayonnement X. Sur la figure 9a, le conducteur de ligne X2 auxquels sont reliés les pixels P4 à P6 porte une flèche issue du dispositif d'adressage 400, ce qui symbolise qu'ils viennent d'être effacés ou mis à zéro. Ils ont été vidés de toute trace d'exposition antérieure. Les pixels Pl à P3 sont eux exposés et sont représentés grisés tandis que les pixels P7 à P9 sont lus, ce qui est symbolisé par des flèches sur les conducteurs de colonne Yl à Y3 issues des pixels P7 à P9 et dirigées vers le dispositif de conversion analogique- numérique 401. Sur la figure 9b, les pixels P4 à P6 sont grisés ce qui signifie qu'ils viennent d'être exposés à un éclairement délivré par le tube intensificateur d'image radiologique. Les pixels Pl à sont lus, ce qui est symbolisé par des flèches sur les conducteurs de colonne Yl à Y3 issues des pixels Pl à P3 et dirigées vers le dispositif de conversion analogique-numérique 401. Les pixels P7 à P9 sont effacés ce qui symbolisé par la flèche, issue du dispositif d'adressage 400, et portée le conducteur de ligne X3 auxquels sont reliés les pixels P7 à P9. Sur la figure 9c, on a voulu illustrer le fait que les pixels P4 à P6 sont lus à cet instant tandis que les pixels à P3 sont effacés et que les pixels P7 à P9 sont exposés. Les mêmes symboles que précédemment ont été utilisés. De cette manière, les signaux ne comportent pas de diffusé. Sur la figure 8b, on retrouve comme sur la figure 1, le générateur 10 de rayons X à balayage qui délivre le rayonnement X 1 balayant la surface à imager 2 d'un patient 3 à examiner. l'autre côté du patient 3 se trouve le système de détection 20 selon l'invention. Il n'y a pas de tube IIR. Il comporte un capteur d'image 22, 52 à l'état solide qui peut être soit de type capteur d'image lumineuse 22, soit de type capteur d'image électronique Ses dimensions sont sensiblement celles de la surface à imager 2. Le capteur coopère avec des moyens de conversion 21, 51 du rayonnement X issu des portions 2' soit en image lumineuse, soit en image électronique. s'agit d'une conversion en image lumineuse, les moyens de conversion 21 sont de type scintillateur qui recouvrent le capteur d'image 22 lumineuse. S'il s'agit d'une conversion en image électronique, les moyens de conversion sont réalisés à base de sélénium qui recouvre le capteur d'image 52 électronique. Les moyens de conversion 21, 51 sont directement face au rayonnement X qui a traversé le patient. Le capteur d'image 22 lumineuse peut etre un capteur dont les pixels sont formés formé d'une diode photosensible coopérant avec un interrupteur. Ce type de capteur est bien connu en radiologie numerique. Le capteur d'image électronique 52 peut être conforme à ce que montre la figure 10. Les moyens 240 pour limiter l'acquisition du capteur d'image sont intégrés au capteur d'image 22, 52 et tout à fait comparables à ce qui a été décrit à la figure 8a Les éléments sensibles du capteur sont soumis à une succession d'états : effacement ou remise à zéro, exposition, lecture. On se refère à la figure 10, le capteur d'image électronique 52 est formé d'une pluralité de points 53 sensibles aux charges électroniques, formés chacun d'un élément capacitif 54 associé à un élément de commutation par exemple un transistor TFT (pour la dénomination anglo- saxonne Thin Film Transistor) activé notamment lors de la lecture, arrangés en réseau à la manière des représentations des figures 9. Ces points sensibles sont réalisés notamment à l'aide de technique de dépôt en films minces de matériaux semi-conducteurs tels que le silicium amorphe. Ce capteur d'image électronique 52 coopère avec des moyens de conversion 51 image radiologique- image électronique à base de sélénium par exemple. Les points sensibles sont recouverts d'une couche 51 à base de sélénium. En traversant la couche 51 à base de sélénium le rayonnement X est directement converti en charges électroniques (symbolisées par une flèche). Ces charges électroniques sont stockées sur les éléments capacitifs 54. Les moyens pour limiter l'acquisition du capteur d'image électronique fonctionnent de manière comparable à ce qui a été décrit aux figures 8a et 8b. Les charges stockées sur les éléments capacitifs 54 sont lues séquentiellement ligne par ligne. En effectuant une opération de remise ' zéro des éléments capacitifs 54 d'une ligne juste avant qu'ils ne reçoivent des charges électroniques et une opération de lecture des charges stockées dans ces éléments capacitifs juste après qu'ils aient reçu des charges, parvient ' éliminer le signal lié aux rayons X diffusés dans l'acquisition de l'image radiologique. exemples décrits ne sont pas limitatifs en ce qui concerne les choix d'association entre le capteur d'image, les moyens de conversion et les moyens limitant l'acquisition du capteur d'image, d'autres combinaisons sont possibles sans sortir du cadre de l'invention. REVENDICATIONS 1. Système de détection d'image radiologique apte à coopérer avec un générateur de rayons X (10) à balayage destine à produire un rayonnement X (1) balayant une surface à imager (2), rayonnement X balayant (1) irradiant portion (Z) après portion la surface à imager (2), le rayonnement X issu d'une portion (Z) étant porteur d'une image radiologique de ladite portion, caractérisé en ce qu'il comporte un capteur d'image (22, 52) qui est stationnaire vis à vis du balayage et qui est dimensionné pour pouvoir acquérir une image de toute la surface à imager (2) via le rayonnement X issu des portions (Z), le système de détection comportant de plus des moyens (24, 240) pour limiter, à un instant donné, l'acquisition du capteur d'image (22,52) à celle de l'image de la portion irradiée (Z) à cet instant, ces moyens de limitation étant en synchronisme avec le balayage et correspondance géométrique avec la portion irradiée (Z). 2. Système de détection d'image selon la revendication 1, caractérisé ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition du capteur d'image (22) sont des moyens d'occultation partielle (24) du capteur d'image vis à vis de surface à imager (2), externes au capteur d'image (22). 3. Système de détection d'image selon l'une des revendications 1 ou caractérisé en ce que le capteur d'image est un capteur (22) d'image lumineuse et en ce qu'il coopère avec des moyens pour convertir le rayonnement X issu des portions (Z) en image lumineuse. 4. Système de détection d'image selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce que le capteur d'image (52) est un capteur d'image électronique et en ce qu'il coopère avec des moyens (51) pour convertir le rayonnement X issu des portions (2) en image électronique. 5. Système de détection d'image selon la revendications 3, caractérisé en ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition comportent au moins une partie (241) qui laisse passer l'image lumineuse la portion irradiée (Z), reste étant opaque, les dimensions de la partie (241) étant en correspondance géométrique avec celles de la portion irradiée. 6. Systeme de détection d'image selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition comportent au moins une partie (248) qui laisse passer l'image radiologique la portion irradiée (Z), reste étant opaque, les dimensions de la partie (248) étant en correspondance géométrique avec celles de la portion irradiée (Z). 7. Systeme de détection d'image selon la revendication caractérisé en ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition sont réalisés par un obturateur (245) à cristaux liquides en réseau, fixe par rapport au capteur d'image (22) lumineuse. 8. Système de détection d'image selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que les moyens (24) pour limiter l'acquisition sont des moyens mécaniques mobiles par rapport au capteur d'image (22). 9. Système de détection d'image selon la revendication caractérisé en ce que les moyens pour limiter l'acquisition (24) sont mobiles en rotation ou en translation. 10. Système de détection d'image selon l'une des revendications 1, 3 ou 4, caractérisé en ce que les moyens (240) pour limiter l'acquisition du capteur d'image (22) sont intégrés au capteur d'image. 11. Système de détection d'image selon *les revendications 3 et 10, dans lequel le capteur d'image (22) lumineuse est formé d'une pluralité de pixels photosensibles à l'état solide, caractérisé en ce que les moyens (240) pour limiter l'acquisition du capteur d'image (22) commandent juste avant qu'une portion ne soit irradiée, un effacement des pixels du capteur correspondants à l'image lumineuse de ladite portion irradiée, et une lecture desdits pixels juste après l'irradiation de la dite portion. 12. Système de détection d'image selon la revendication et 10, dans lequel le capteur d'image électronique est formé d'une pluralité d'éléments capacitifs (54), caractérisé en ce que les moyens (240) pour limiter l'acquisition du capteur d'image (52) commandent, juste avant 'une portion (Z) ne soit irradiée une mise à zéro des éléments capacitifs (54) correspon dant à l'image électronique de ladite portion irradiée et une lecture charges stockées dans lesdits éléments capacitifs (54) juste après l'irradiation de la dite portion (Z). 13. Système de détection selon l'une des revendications 3 ou 4, caractérisé en ce que le capteur d'image (22, 52) est de type état solide et notamment de type CCD, de type CMOS, à diodes photosensibles, à eléments capacitifs. 14. Système de détection selon la revendication 3, caractérisé en ce le capteur d'image lumineuse est de type film photographique ou film cinematographique, 15. Système de détection selon la revendication 3, caractérisé en ce les moyens (21) pour convertir le rayonnement X en image lumineuse sont de type intensificateur d'image radiologique ou scintillateur. 16. Système de détection selon la revendication 4, caractérisé en ce que les moyens (51) pour convertir le rayonnement X en image électronique sont réalisés à base de sélénium. 17. Système de détection selon l'une des revendications 1 à 16, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens (23) de traitement de l'image captée par le capteur d'image (22) de manière à reconstruire une image complète de l'image radiologique de la surface à imager à partir des images des zones irradiées.