Brevet FR2974967A1 — publié le 20121109

DOMAINE DE L'INVENTION L'objet de la présente invention se place de manière générale dans le domaine de l'imagerie médicale, et plus particulièrement dans le domaine de la radiographie. L'invention peut être mise en oeuvre en particulier dans les scanners à double-énergie, émettant successivement des rayonnements à des énergies différentes pour augmenter la résolution de l'image obtenue. ETAT DE LA TECHNIQUE Les scanners à double-énergie peuvent être des scanners monosource émettant périodiquement des rayonnements à deux énergies différentes, typiquement de l'ordre de 80kV et 140kV respectivement, et passant très rapidement de l'une à l'autre (de l'ordre du millier de changements par tour du scanner, et de 0.5 à 5 tours par seconde). Ces rayonnements d'énergies différentes n'étant pas transmis ou réfléchis de la même manière par les tissus organiques, cela permet d'enrichir notablement les informations obtenues dans l'image finale, et d'en augmenter sa résolution. Comme on peut le voir dans le graphique de la figure 1, qui représente les énergies des rayonnements émis en fonction du temps, ces scanners nécessitent néanmoins des temps de transition (appelés Tmontée et Tdescente dans la figure) pour passer d'une énergie à l'autre et réciproquement, au cours duquel l'énergie est variable et distincte des deux énergies « utiles » El et E2 employées pour l'imagerie d'un patient. Les doses de rayonnement émises pendant ces temps de transition n'ont donc qu'un intérêt faible pour l'image, et en plus elles apportent une dose supplémentaire de rayonnements au patient, alors que les doses doivent être minimisées pour ne pas être dangereuses pour la santé du patient. 1 Des efforts ont déjà été réalisés pour limiter le temps de transition entre les énergies utiles, mais il reste toujours une phase au cours de laquelle le patient reçoit une dose non nécessaire. En outre, la diminution du temps de transition complique la structure du circuit électronique utilisé dans le scanner et alourdit ce dernier. Il existe donc un besoin pour une nouvelle technique permettant de réaliser des images à partir de rayonnements de deux énergies différentes, sans que ces images soient altérées par des rayonnements additionnels d'énergies non utiles, et en limitant les doses de rayonnements non utiles absorbées par le patient. Des procédés de mise en oeuvre de sources de rayonnements ont déjà été développés qui permettent d'empêcher tout ou partie des rayonnements d'atteindre un patient, pour moduler la dose reçue par ce patient. Pour ce faire, on utilise une source de rayonnement du type comprenant une source d'électrons et une cible, adaptée pour émettre un flux de rayons X vers un patient ou une zone du patient à imager quand elle reçoit un flux d'électrons. La source comprend en outre un système de déflection du flux d'électrons, qui modifie le trajet du flux d'électrons afin qu'il atteigne un autre point de la cible et que la dose envoyée vers le patient soit modifiée. Cependant, un tel dispositif ne permet de faire que de la modulation de dose, et non de masquer certaines énergies, à des intervalles de temps donnés, le résultat obtenu n'est donc pas satisfaisant. PRESENTATION DE L'INVENTION En conséquence, un des buts de la présente invention est de fournir un procédé d'imagerie médicale permettant d'appliquer à une zone d'un patient à imager des rayonnements à deux niveaux d'énergies distincts, sans pour autant que le patient ou le détecteur ne reçoivent les rayonnements émis au cours des phases intermédiaires entre ces niveaux d'énergies. A cet égard, l'invention propose un procédé d'imagerie médicale dans lequel une même source de rayonnement est commandée avec deux niveaux d'énergies pour générer successivement dans le temps - un rayonnement à un premier niveau d'énergie et - un rayonnement à un deuxième niveau d'énergie différent du premier niveau d'énergie, les rayonnements ainsi générés étant émis en sortie de la source, à travers un patient ou une zone de celui-ci à imager, vers un détecteur, et dans lequel on bloque ou on dévie l'émission de la source pendant au moins une phase intermédiaire au cours de laquelle ladite source passe de façon transitoire du premier au deuxième niveau d'énergie ou réciproquement. Le procédé proposé par l'invention peut également comprendre au moins l'une des caractéristiques suivantes : - au cours du procédé, on module la durée de la phase pendant laquelle le rayonnement en sortie de la source est bloqué ou dévié, en fonction d'un niveau de dose par image auquel peut être soumis le patient. - la source de rayonnement est du type comportant une source d'électrons et une cible dont une zone focale émet un rayonnement vers le détecteur, à travers le patient ou une zone de celui-ci à imager, quand elle est exposée à un flux d'électrons, et pendant chaque phase intermédiaire, le flux d'électrons est dévié par rapport à ladite zone focale. - pendant chaque phase intermédiaire, le flux d'électrons est dévié vers un collecteur d'électrons positionné entre la source d'électrons et la cible, ledit collecteur absorbant le flux d'électrons. - pendant chaque phase intermédiaire, le flux d'électrons est dévié vers une deuxième zone focale de la cible, distincte de la première zone focale. - la déflection du flux d'électrons est réalisée par déflection magnétique ou par déflection électrostatique. L'invention concerne également un dispositif d'imagerie médicale comprenant : - une source de rayonnements, - un détecteur de rayonnements, et - un module de commande de la source, la source de rayonnements étant commandée par le module de commande 10 pour générer successivement dans le temps - un rayonnement à un premier niveau d'énergie et - un rayonnement à un deuxième niveau d'énergie différent du premier niveau d'énergie, les rayonnements ainsi générés étant émis en sortie de la source, à travers 15 un patient ou une zone de celui-ci à imager, vers le détecteur, les rayonnements émis par la source étant bloqués ou déviés pendant au moins une phase intermédiaire au cours de laquelle ladite source passe de façon transitoire du premier au deuxième niveau d'énergie ou réciproquement. 20 Le dispositif proposé par l'invention peut également comprendre au moins l'une des caractéristiques suivantes : - la source de rayonnements est du type comprenant une source d'électrons adaptée pour générer successivement : o un flux d'électrons à un premier niveau d'énergie, 25 o un flux d'électrons à un deuxième niveau d'énergie distinct du premier niveau d'énergie, et o au cours de chaque phase intermédiaire, un flux d'électrons d'énergie variable au cours du temps, et une cible comprenant une zone focale adaptée pour émettre un 30 rayonnement vers le détecteur à travers le patient ou la zone de celui-ci à imager, quand elle est exposée à un flux d'électrons, le dispositif d'imagerie médicale comprenant en outre un système de déflection, adapté pour modifier la trajectoire du flux d'électrons émis par la source d'électrons au cours de chaque phase intermédiaire, - le dispositif comprend en outre un collecteur d'électrons positionné entre le système de déflection et la cible et vers lequel le flux d'électrons est dévié au cours des phases intermédiaires, ledit collecteur étant adapté pour absorber le flux d'électrons. - la cible comprend en outre au moins une deuxième zone focale adaptée pour ne pas émettre de rayonnement vers le patient quand elle est exposée à un flux d'électrons, et vers laquelle le flux d'électrons est dévié au cours de chaque phase intermédiaire par le système de déflection. - la deuxième zone focale de la cible est adaptée pour absorber le flux d'électrons qu'elle reçoit. - la deuxième zone focale de la cible est adaptée pour émettre un rayonnement vers une direction distincte de la direction d'émission de la première zone focale, le dispositif comprenant en outre un collimateur positionné entre la cible et le patient, adapté pour bloquer les rayonnements issus de la deuxième zone focale de la source. - la cible est un solide de révolution centré sur un axe X-X, la cible étant animée d'un mouvement de rotation autour de l'axe X-X, et dans laquelle la première et la deuxième zone focales sont des anneaux concentriques distincts l'un de l'autre. - la deuxième zone focale de la cible est un sillon pratiqué dans la cible, et le rayonnement émis par la deuxième zone focale est bloqué par une paroi du sillon. - le dispositif comprend en outre une unité de traitement, adaptée pour traiter les images obtenues sur le détecteur.30 DESCRIPTION DES FIGURES D'autres caractéristiques, buts et avantages de la présente invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée qui va suivre, au regard des figures annexées, données à titre d'exemples non limitatifs et sur lesquelles : - La figure 1 représente l'évolution temporelle des énergies émises dans un tomographe à double-énergie. - la figure 2 représente un exemple de dispositif d'imagerie médicale mettant en oeuvre le procédé proposé par l'invention, - la figure 3a illustre schématiquement une source de rayonnements utilisée dans un dispositif d'imagerie médicale, - la figure 3b représente une source de rayonnement permettant la mise en oeuvre du procédé d'imagerie proposé par l'invention. - la figure 4a représente l'évolution temporelle des énergies émises dans un tomographe à double-énergie avec blocage de rayonnements dans les phases intermédiaires, - la figure 4b représente l'évolution temporelle des énergies émises dans un tomographe à double-énergie avec blocage de rayonnements dans les phases intermédiaires et modulation de dose, - les figures 5a à 5d représentent des exemples de mises en oeuvre du procédé d'imagerie proposé par l'invention, DESCRIPTION DETAILLEE DE L'INVENTION En référence à la figure 2, est représenté un dispositif de tomographie 10 comprenant une source de rayonnements 11 et un détecteur de rayonnements 13, positionnés sur un support tournant 20. La source de rayonnements 11 émet, vers le détecteur 13, et au travers d'un patient P ou d'une zone d'un patient P à imager reposant sur un support 21, un faisceau de rayonnements 12, par exemple de rayons X. Quand le détecteur 13 reçoit les rayonnements 12, une unité de traitement 15 connectée au détecteur 13 permet de stocker les images obtenues par le détecteur et éventuellement d'effectuer un traitement supplémentaire sur ces images, pour par exemple reconstituer une image 3D de la zone du patient à imager. En outre, le dispositif de tomographie 10 comprend un module de commande 14 de la source 11, qui est connecté à la source 11 et contrôle en particulier la dose et l'énergie des rayonnements émise par la source vers le patient P. Dans le cas d'un dispositif de tomographie à double-énergie, la source 11 ne doit émettre vers le patient P que des rayonnements à deux niveaux d'énergies El et E2 distincts, utiles à la formation de l'image. Les moments durant lesquels les transitions entre ces deux niveaux d'énergies doivent être faites dépendent de la position angulaire du support tournant 20. Le support tournant 20 envoie à ces moments au module de commande 14 l'ordre de modifier l'énergie des rayonnements, et le module de commande 14 modifie l'énergie de la source selon ces ordres. Ce module de commande 14 peut aussi commander la source 11 pour que celle-ci ne délivre vers le détecteur 13 et à travers le patient P ou une zone du patient à imager, que des rayonnements de deux niveaux d'énergies distincts El et E2 utiles à la formation de l'image, et non les énergies de transition entre ces deux niveaux d'énergies. Optionnellement, le module de commande 14 peut, pour contrôler la dose des rayonnements émis vers le patient P, être également connecté au détecteur 13 et utiliser des informations sur la dose de rayonnements reçue par le détecteur 13 pour adapter la dose de rayonnements 12 émise par la source 11. La source de rayonnements 11 est illustrée plus en détails en figure 3. Elle comprend une source d'électrons 111 et une anode ou cible 114, qui émet un rayonnement, par exemple de type rayons X, quand elle reçoit un flux d'électrons 112. Cette structure est de tout type connu de l'homme du métier. Illustrée en figure 3a, la cible 114 comprend une première zone focale F1 adaptée pour émettre le rayonnement 12 vers le détecteur 13 à travers le patient P quand elle reçoit le flux d'électrons 112 émis par la source d'électrons 111. Le cible 114 peut également comprendre une seconde zone focale F2, illustrée en figure 3b, qui, quand elle reçoit tout ou partie du flux d'électrons 112 émis par la source d'électrons 111, peut émettre un faisceau de rayonnements 22 qui est dévié ou bloqué afin de ne pas être reçu par le patient P. Alternativement, la seconde zone focale F2 peut n'émettre aucun rayonnement quand elle reçoit un flux d'électrons. Enfin, la source de rayonnements 11 comprend un système de déflection 113, positionné entre la source d'électrons 111 et la cible 114, et qui peut modifier la trajectoire du faisceau d'électrons 112. Cette déflection peut être faite de toute manière connue, par exemple par déflection magnétique ou électrostatique. Au cours d'un examen du patient P, la source d'électrons 111 génère successivement un flux d'électrons 112 à un premier niveau d'énergie, à un deuxième niveau d'énergie distinct du premier, et, au cours de phases intermédiaires, à un niveau d'énergie variable au cours du temps pour passer de façon transitoire du premier au deuxième niveau d'énergie ou réciproquement, lesdits niveaux d'énergie étant adaptés pour que le rayonnement émis par la cible 114 et résultant de ce flux d'électrons 112 ait le profil représenté en figure 1. En particulier, le rayonnement résultant 12 de ce flux d'électrons 112 présente successivement dans le temps un premier et un second niveau d'énergie respectivement El et E2, et des phases intermédiaires tmontée et tdescente, au cours desquelles le niveau d'énergie passe de façon transitoire du premier niveau d'énergie El au second niveau d'énergie E2 ou réciproquement. Selon un premier mode de réalisation représenté en figure 4a, la source de rayonnement 11 est commandée pour que, au cours des phases stationnaires, durant lesquelles le niveau d'énergie est constant et égal à El ou E2, le flux d'électrons 112 généré par la source d'électrons 111 atteigne la zone focale F1, afin que celle-ci génère un rayonnement 12 vers le détecteur 13 au travers du patient P. En revanche, au cours des phases intermédiaires Tmontée et Tdescente, la source de rayonnement 11 est commandée pour que le flux d'électrons 112 n'atteigne pas la zone focale F1, et qu'ainsi aucun rayonnement ne soit généré en direction du patient P. Sur la figure 4a, les phases intermédiaires Tmontée et Tdescente, au cours desquelles l'énergie du flux d'électron 112 varie d'un état El ou E2 à l'autre et où aucun rayonnement transitoire n'est émis vers le patient P sont hachurées. En référence à la figure 4b, on peut également adapter la durée de la phase au cours de laquelle aucun rayonnement n'est émis par le patient, pour moduler la dose reçue par celui-ci. En effet, bien qu'il soit possible de limiter la durée de cette phase aux phases intermédiaires Tmontée et Tdescente, il est aussi possible de prolonger le blocage du rayonnement avant ou après chacune de ces phases, en particulier pour diminuer la dose de rayonnements 12 reçue par le patient. Sur la figure 4b, ces zones sont également illustrées par des hachures. Pour réaliser ce blocage des rayonnements, ou de façon plus générale pour empêcher que le flux d'électrons n'atteigne la zone focale F1 de la cible 114, plusieurs modes de réalisations sont possibles. De manière générale, le flux d'électrons 112 peut atteindre la première zone focale F1 pendant les phases stationnaires, et être dévié uniquement lors des phases intermédiaires tmontée et tdescente. Alternativement, le flux d'électrons peut être dévié uniquement lors des phases stationnaires pour atteindre la première zone focale F1, ou encore il peut être dévié selon plusieurs trajectoires différentes selon que l'on soit en phase stationnaire ou en phase intermédiaire. En outre, la façon d'empêcher le faisceau d'électrons 112 d'atteindre la zone focale F1 pendant les phases intermédiaires peut également varier. Selon un premier mode de réalisation, en référence à la figure 5a, la source de rayonnement 111 peut comprendre un collecteur d'électrons 115, positionné entre le système de déflection 113 et la cible 114. Le système de déflection 113 dévie la trajectoire du faisceau d'électrons 112 sur le collecteur 115 de sorte que ce faisceau suive une trajectoire, par exemple circulaire, sur le collecteur 115. Pour ce faire, ce collecteur d'électrons 115 peut être un solide de révolution comprenant une ouverture traversante à travers laquelle passe le faisceau d'électrons 112 lors des phases stationnaires, pour atteindre la zone focale F1 de la cible 114. Par exemple, le collecteur 115 peut être un solide de révolution centré sur le faisceau d'électrons 112 émis lors des phases stationnaires. Il peut également présenter une surface intérieure délimitant l'ouverture traversante à travers laquelle passe le flux d'électrons, et vers laquelle est déviée la trajectoire du flux d'électrons 112 au cours des phases intermédiaires. Le collecteur d'électrons 115 peut être constitué d'un matériau tel que du cuivre, du béryllium ou des céramiques de type alumine (AI2O3), permettant d'absorber tout ou partie du flux d'électrons sans émettre d'autre rayonnement, et disposant en outre de bonnes propriétés thermiques telles que conduction, capacité thermique, et longévité à haute température. Alternativement, le collecteur d'électrons 115 peut émettre des rayonnements, et un collimateur 116, positionné entre le collecteur 115 et le patient, peut être adapté pour bloquer les rayonnements issus du collecteur 115 tout en transmettant les rayonnements issus de la première zone focale F1. La géométrie du collecteur 115 sous forme de solide de révolution est préférable car elle permet d'animer le collecteur en rotation autour de son axe de révolution, ce qui permet d'augmenter la surface contre laquelle est dévié le flux d'électrons, et ainsi d'éviter toute surchauffe de cette surface. Alternativement, comme illustré en figures 5b, 5c, et 5d, le faisceau d'électrons 112 émis au cours des phases intermédiaires peut être dévié vers une deuxième zone focale F2 absorbant les électrons sans émettre de rayonnement ou émettant des rayonnements vers une direction distincte du patient P et du détecteur 13. La cible 114 peut avoir une forme de solide de révolution d'axe X-X, présentant une surface inclinée par rapport au flux incident d'électrons 112, et les zones focales F1 et F2 peuvent être des portions de la cible 114 en forme d'anneaux concentriques et distincts de la cible. Ceci permet d'animer la cible 114 en rotation autour de son axe X-X et ainsi d'augmenter la surface des zones focales pour éviter leur surchauffe quand elles sont exposées au flux d'électrons. En outre, on peut aussi défocaliser le faisceau d'électrons 112 pendant les phases intermédiaires pour limiter la chauffe de la cible 114. Selon un premier mode de réalisation de la deuxième zone focale F2 illustré en figure 5b, il peut s'agir d'une zone focale constituée d'un matériau tel que du cuivre, du béryllium ou des céramiques de type alumine (AI2O3), adaptée pour absorber tout ou partie du flux d'électrons 112 sans émettre de rayonnement, et disposant en outre de bonnes propriétés thermiques telles que conduction, capacité thermique, et longévité à haute température. Un collimateur 116 (non représenté sur la figure) positionné en aval de la source, permet le cas échéant de ne transmettre que les rayonnements issus de la première zone focale F1. Ce collimateur peut par exemple être constitué d'au moins deux fenêtres non alignées, permettant de limiter l'ouverture à la fois transversalement aux rayonnements incidents, mais aussi pour bloquer des rayonnements provenant d'autres directions que la première zone focale F1. Selon un mode de réalisation alternatif représenté en figure 5c, la zone focale F2 peut être adaptée pour émettre un rayonnement 22 vers une direction différente de celle du détecteur 13 et du patient P. Pour ce faire, la deuxième zone focale F2 peut par exemple présenter une inclinaison différente par rapport au flux incident 112 d'électrons que la première zone focale F1. Dans ce cas, le rayonnement 22 est arrêté par un collimateur 116 positionné en aval de la cible 114, et adapté pour ne laisser passer que le rayonnement 12 issu de la première zone focale F1, et donc pour bloquer les rayonnements 22 issus de la deuxième zone focale F2. Ce collimateur 116 peut alors avoir une constitution identique à celle présentée précédemment. Alternativement, la deuxième zone focale F2 peut être un sillon aménagé dans la cible 114, comme illustré en figure 5d, émettant un rayonnement 22 qui est majoritairement confiné dans le sillon. Pour ce faire, le sillon F2 peut être positionné de telle sorte que le rayonnement 22 est émis vers une paroi du sillon (non représenté sur les figures) et non vers l'extérieur du sillon. Néanmoins une faible proportion des rayonnements peut être émise vers l'extérieur, pour être bloquée par le collimateur 116 de la même manière que précédemment, car elle n'est pas émise dans la même direction que la première zone focale F1. Enfin, pendant toute la durée d'exposition du patient P, le module de commande 14 de la source 11 mesure les doses de rayonnement reçues par le détecteur 13, et donc par le patient P. A partir de ces mesures, il peut commander à la source 11 de bloquer ou de dévier les rayonnements selon les modes de réalisation décrits ci-dessus, afin de limiter la dose reçue par le patient P en fonction d'un niveau de dose par image à laquelle il peut être soumis. Ainsi dans tous les cas, pendant les phases intermédiaires tmontée et tdescente, au cours desquelles l'énergie des rayonnements est variable en fonction du temps, aucun rayonnement n'atteint le patient ni le détecteur, si bien que le patient n'est pas soumis à une dose trop importante, et le détecteur ne reçoit aucun rayonnement parasite susceptible de détériorer la qualité de l'image obtenue.10 REVENDICATIONS1. Procédé d'imagerie médicale, selon lequel une même source de rayonnement (11) est commandée avec deux niveaux d'énergie pour générer 5 successivement dans le temps - un rayonnement à un premier niveau d'énergie (El) et - un rayonnement à un deuxième niveau d'énergie (E2) différent du premier niveau d'énergie (E1), les rayonnements (12) ainsi générés étant émis en sortie de la source (11), à 10 travers un patient (P) ou une zone de celui-ci à imager, vers un détecteur (13), caractérisé en ce qu'on bloque ou on dévie l'émission de la source (11) pendant au moins une phase intermédiaire (tmontée, tdescente) au cours de laquelle ladite source (11) passe de façon transitoire du premier (El) au 15 deuxième niveau d'énergie (E2) ou réciproquement. 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel on module la durée de la phase pendant laquelle le rayonnement (22) en sortie de la source (11) est bloqué ou dévié, en fonction d'un niveau de dose par image auquel peut être 20 soumis le patient (P). 3. Procédé selon l'un des revendications 1 ou 2, dans lequel, la source de rayonnement (11) est du type comportant une source d'électrons (111) et une cible (114) dont une zone focale (F1) émet un rayonnement (12) vers le 25 détecteur (13), à travers le patient (P) ou une zone de celui-ci à imager, quand elle est exposée à un flux d'électrons (112), et pendant chaque phase intermédiaire (tmontée, tdescente), le flux d'électrons (112) est dévié par rapport à ladite zone focale (F1). 30 4. Procédé selon la revendication 3, dans lequel, pendant chaque phase intermédiaire (tmontée, tdescente), le flux d'électrons (112) est dévié vers uncollecteur d'électrons (115) positionné entre la source d'électrons (111) et la cible (114), ledit collecteur (115) absorbant le flux d'électrons (112). 5. Procédé selon la revendication 3 dans lequel, pendant chaque phase intermédiaire (tmontée, tdescente), le flux d'électrons (112) est dévié vers une deuxième zone focale (F2) de la cible (114), distincte de la première zone focale (F1). 6. Procédé selon l'une des revendications 3 à 5, dans lequel la déflection du flux d'électrons (112) est réalisée par déflection magnétique ou par déflection électrostatique. 7. Dispositif d'imagerie médicale (10) comprenant : - une source de rayonnements (11), - un détecteur de rayonnements (13), et - un module de commande de la source (14), la source de rayonnements (11) étant commandée par le module de commande (14) pour générer successivement dans le temps - un rayonnement à un premier niveau d'énergie (El) et - un rayonnement à un deuxième niveau d'énergie différent (E2) du premier niveau d'énergie, les rayonnements (12) ainsi générés étant émis en sortie de la source (11), à travers un patient (P) ou une zone de celui-ci à imager, vers le détecteur (13), le dispositif d'imagerie (10) étant caractérisé en ce que les rayonnements (22) émis par la source (11) sont bloqués ou déviés pendant au moins une phase intermédiaire (tmontée, tdescente) au cours de laquelle ladite source (11) passe de façon transitoire du premier (El) au deuxième niveau d'énergie (E2) ou réciproquement.30 8. Dispositif d'imagerie médicale (10) selon la revendication 7, dans lequel la source de rayonnements (11) est du type comprenant une source d'électrons (111) adaptée pour générer successivement : - un flux d'électrons (112) à un premier niveau d'énergie, - un flux d'électrons (112) à un deuxième niveau d'énergie distinct du premier niveau d'énergie, et au cours de chaque phase intermédiaire, un flux d'électrons (112) d'énergie variable au cours du temps, et une cible (114) comprenant une zone focale (F1) adaptée pour émettre un rayonnement (12) vers le détecteur (13) à travers le patient (P) ou la zone de celui-ci à imager, quand elle est exposée à un flux d'électrons (112), le dispositif d'imagerie médicale comprenant en outre un système de déflection (113), adapté pour modifier la trajectoire du flux d'électrons (112) émis par la source d'électrons (111) au cours de chaque phase intermédiaire (tmontée, tdescente). 9. Dispositif (10) selon la revendication 8, comprenant en outre un collecteur d'électrons (115) positionné entre le système de déflection (113) et la cible (114) et vers lequel le flux d'électrons (112) est dévié au cours des phases intermédiaires (tmontée, tdescente), ledit collecteur (115) étant adapté pour absorber le flux d'électrons (112). 10. Dispositif (10) selon la revendication 8, dans lequel la cible (114) comprend en outre au moins une deuxième zone focale (F2) adaptée pour ne pas émettre de rayonnement vers le patient (P) quand elle est exposée à un flux d'électrons, et vers laquelle, le flux d'électrons (112) est dévié au cours de chaque phase intermédiaire (tmontée, tdescente) par le système de déflection (113). 11. Dispositif selon la revendication 10, dans lequel la deuxième zone focale (F2) de la cible est adaptée pour absorber le flux d'électrons qu'elle reçoit. 12. Dispositif (10) selon la revendication 10, dans lequel la deuxième zone focale (F2) de la cible (114) est adaptée pour émettre un rayonnement (22) vers une direction distincte de la direction d'émission de la première zone focale (F1), le dispositif (10) comprenant en outre un collimateur (116), positionné entre la cible (114) et le patient (P), adapté pour bloquer les rayonnements (22) issus de la deuxième zone focale (F2) de la source (114). 13. Dispositif (10) selon la revendication 11 ou la revendication 12, dans lequel la cible (114) est un solide de révolution centré sur un axe X-X, la cible étant animée d'un mouvement de rotation autour de l'axe X-X, et dans laquelle la première (F1) et la deuxième zone focales (F2) sont des anneaux concentriques distincts l'un de l'autre. 14. Dispositif selon la revendication 13, dans lequel la deuxième zone focale (F2) est un sillon pratiqué dans la cible (114), et le rayonnement (22) émis par la deuxième zone focale (F2) est bloqué par une paroi du sillon. 15. Dispositif selon l'une des revendications 7 à 14, comprenant en outre une unité de traitement (15), adaptée pour traiter les images obtenues sur le détecteur (13).