FR 2471178 A1 19810619 FR 7930860 A 19791217 Ia présente invention concerne un appareil de radiogra- phie destiné à augmenter le contraste et la sensibilité tout en permettant de réduire l'exposition au rayonnement. Plus parriculièrement, l'invention concerne un appareil de radiograsnlh:e qui comporte une matrice de photodiodes A auto-balayage. Dans le but de réduire les effets potentiels dangereux de l'utilisation d'un rayonnement, par exemple de rayons X, de r.yons gammina et de particules nucléaires, des disposi- tions ont été prises pour réduire au minimum la morbidité et la rnortalité dues à l'exposition au rayonnement. Les dangers qui résultentd'une exposition excessive au rayon- nement existent non seulement lorsqu'un sujet est soumis à ce rayonnement mois également, pour le personnel dans la région avoisinante. Un moyen connu pour contrôler ou reformer un faisceau de rayons X avant qui]. n'atteigne un objet et également pour réduire au minimum l'exposition d'un sujet au rayonnement est décrit dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique nO 3 973 127 qui se rapporte à la tomographie aux rayons X. Il y a lieu également de consul- ter l.es brevets des Etats-Unis d'Amérique n0 3 947 689, 3 829 701, 3 934 151 et 3 767 931. Des objectifs contradictoires apparaissent l.orsqu'il y a lieu de réduire l'exposition au rayonnement. En-géné- ral, la clarté de l'image et la possibilité de percevoir les contrastes afin de révéler la présence de petits écarts par rapport à l'état voulu, par exemple une petite tumeur, imposent une exposition suffisante au rayonnement. Une simple réduction de l'exposition au rayonnement contribue à détériorer la perception des contrastes et les détails de l'image. Le brevet des Etats-Unis d'Amérique nO 3 866 047 dé- crit l'utilisation de plusieurs faisceaux étroits de rayonnement qui sont collimatés et sont convertis en lu- mière qui frappe un ou plusieurs photomultiplicateurs. Un calculateur traite les signaux électriques émis par les photomultiplicateurs. Parmi les problèmes que pose cette solution, il faut noter la sévère limitation de résolution imposée par les dimensions relativement grandes des photo- multiplicateurs, et leur prix. De plus, une difficulté inhérente qui apparat avec les photomultiplicateurs est leur persistance, ou parasite qui suit l'exposition à des valeurs très élevées d'intensité lumineuse. Cet effet de mémoire perturbe le bon fonctionnement de l'ensemble. De plus, cette solution n'est pas facilement compatible avec les équipements actuels de diagnostic par les rayons X. De plus, l'utilisation d'un faisceau étroit augmente la durée d'exposition et la charge calorifique du tube à rayons X. En outre, l'équipement associé, par exemple les amplifica- teurs indépendants nécessaires pour chaque photomultiplica- teur, augmente encore le prix et le poids de l'ensemble. Le brevet des Etats-Unis d'Amérique no 4 010 370 décrit un appareil de tomographie par calculateur dans lequel plusieurs photodiodes ou photomultiplicateurs individuels sont utilisés avec des collimateurs et des cristaux à scintillation afin de convertir les rayons X en lumière et finalement en signaux électriques qui contiennent les données d'image. L'utilisation encombrante des détecteurs individuels et des circuits électroniques de traitement associé maintiennent un certain nombre des inconvénients de l'appareil décrit dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 3 866 047 précité. Il y a lieu également de consulter le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 3 010 371. Le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4 029 964 décrit une caméra a scintillation destinée à être utilisée en médecine nu- cléaire pour recevoir des rayons gamma résultant de désintégration radioactive d'un radio-isotope administré à un sujet. LÉéquipement comporte plusieurs photodétec- teurs sous la forme de tubes photomultiplicateurs qui sont couplés optiquement, par exemple par des conduits optiques, avec un détecteur à scintillation. Le besoin existe encore d'un appareil de diagnostic par radiographie agencé de manière à être utilisé avec des niveaux réduits de rayonnement tout en fournissant de bonnes images ou des données d'image de meilleure sen- sibilité au contraste et aux détails. Le besoin existe 2471178 I en outre d'un équipement de ce genre qui soit compatible avec les équipements actuels de radiographie, et qui soit économique à fabriquer et à utiliser. L'invention répond donc aux besoins mentionnés ci- dessus grâce à. un appareil de radiographie qui utilise uni faisceau plat de forme générale rectangulaire ou en forme d'éventail, en combinaison avec un collimateur, un scintil- lateur et un dispositif de couplage optique du scintilla- teur avec une matrice de photodiodes à auto-balayage de manière à permettre la production d'images ou de données d'images avec une grande sensibilité au contraste et aux détails. La matrice de photodiodes peut comporter de l'or- dre de 24 à 820, de préférence de l'ordre de 100 à 820 éléments individuels de photodiodes par centimètre de lar- geur d'objet, de manière à permettre de recueillir un maximum de données et de produire une image complète ou une série complète de données d'images. Un objet de l'invention est donc de proposer un appa- reil de radiographie qui réduit nettement le niveau du rayonnement auquel le malade est soumis, tout en produi- sant une image avec les détails voulus. Un autre objet de l'invention est de proposer un appa- reil de radiographie qui permet une meilleure sensibilité au contraste et aux détails, allant bien au-delà des limî- tes établies par l'oeil humain. Un autre objet de l'invention est de proposer un -équi- pement de radiographie qui réduit l'influence du rayonne- ment de fond diffusé sur l'image ou dans les données d'ima- ge, en évitant la grande durée d'exposition imposée par la simple technique du point lumineux mobile. Un autre objet encore de l'invention est de proposer un appareil de radiographie de ce genre économique à fa- briquer et à exploiter, et compatible avec les équipements existants de radiographie. Un autre objet encore de l'invention est de proposer un tel appareil de radiographie pouvant être utilisé à la fois en balayage plans en tomographie linéaire et en tomographie axiale. 2471178 4 Un autre objet de l'invention est de proposer un tel appareil qui peut couvrir de larges champs dont l'image doit être produite, avec une meilleure sensibilité au contraste que celle actuellement obtenue par la combinaison d'un film photographique avec un écran d'intensification. Un autre objet encore de l'invention est de proposer un appareil de prix relativement réduit, d'encombrement et de poids nettement réduits, en contribuant ainsi à augmenter les commodités d'utilisation et d'emmagasinage. Un autre objet encore de l'invention est de proposer un dispositif de ce genre qui peut être utilisé avec un balaya- ge par isotope nucléaire. Un autre objet encore de l'invention est de proposer un tel dispositif dans lequel une lecture électronique directe est prévue et les parasites g9nants sont réduits au niveau minimal. Un autre objet encore de l'invention est de permettre une très faible exposition du sujet, compatible avec la résolution voulue et la sensibilité voulue au contraste. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention seront mieux compris à la lecture de la description qui va suivre de plusieurs exemples de réalisation et en se réfé- rant aux dessins annexés sur lesquels: la figure la représente schématiquement une forme d'ap- pareil de radiographie selon l'invention, dans lequel le scintillateur est couplé optiquement à la matrice de photo- diodes à auto-balayage au moyen d'une lentille, la figure lb est une représentation schématique simi- laire à celle de la figure la à l'exception près qu'un dis- positif à fibres optiques est utilisé pour coupler optique- ment le scintillateur et la matrice de photodiodes à auto- balayage, la figure le représente schématiquement l'ensemble de scintillateur, de coupleur optique et de photodiodes de la figure lb, la figure 2 est un schéma d'une forme de matrice de photodiodes à auto-balayage destinée à un appareil de ra- diographie selon l'invention, 247 1178 les f".gures:Ja et 3b sont respectivement une vrue de face en élévation et une -vue en bout en élévation d'une forme modifiée d'un appareil de radiographie selon l'invention dans lequel le générateur de rayonnement et le collimateur se déplacent 3e lonpg ó!cin trajet en arc de cercle par rap- port ia la mat:rice de photodiodes à auto-balayage, la fJi'gure 4 représente schématiquement un mode de réali- sation de 1 'invention dlans lequel un obturateur mobile est pos:itionrné devarnt la matrice de photodiodes à auto-balayage, la figure 5 représente schémntiquement uvie forme deap- pareil de radiographie selon l'invention dans lequel le scintillateur esl positionné sur un support mobi3e, les figures 6a, 6b représentent schématiquement un mode de r'alisation de 1 linvention dans lequel une ou plustiours matrices de phoctodiodes à aul;o)-balsyage sont montées sur un support mobile. lIa figure 7 illustre schématiquement un autre mode de réalisation de I 'invention dans lequel le couplage optique est effe.tueé au moyen d'un intensificateur d'image a rayons X, la figure 8 représente schématiquement le couplage opti- que effectué au noyen de fibres optiques flexibles, la figsure 9 représente schématiquement une forme de couplage optique du scintillateur avec la matrice de photo- diodes à auto-balayage au moyen d.une lentille" la fiura 10 représente un autre mode de réalisation de l':invention dans lequel des cylindres creux tournants coordonnen.t il'émission de rayonnement et la réception de rayonner!m-ent par le générateur et la réception de lumière par la n'atrice de photodioctes.' auto-balayage, 1;' figure 11 illustre un mode de realisation de l'in- vention destiné à la tomographie plane, la figure 12a représente schématiquement un mode de réa- lisation de l1invention destiné à être utilisé en tomogra- phie axiale par calculateur, lit figure 12b représente schématiquement un mode de réalisation similaire à celui de la figure 12a à l'excep- tion près qu'il est généralement utilisé perpendiculairement 2471178 1 à la ligne de visée de la figure 12a, les figures 13a, 13b représentent un appareil de radio- graphie selon l'invention destiné à etre utilisé avec des tables de diagnostic à rayons X de type courant ptour l'examen d'un malade, les figures 14a, 14b sont respectivement une coupe sché- matique partielle et une vue en plan d'une matrice multiple à autobalayage de photodiodes linéaires, la figure 15 est une vue en élévation et en coupe par- tielle schématique d'un dispositif d'adaptation selon l'in- vention d'un appareil existant de radiographie pour le diag- nostic d'un malade, les figures 16a, 16b représentent schématiquement de face et de c8té un mode de réalisation de l'invention des- tiné à étire utilisé avec des techniques de balayage à fluo- rescence, les figures 17, 18 représentent schématiquement des modes de réalisation de l'invention destinés à la médecine aux isotopes nucléaires, ]les figures 19, 20 représentent schématiquement des mo- des de réalisation de l'invention destinés au contr8le de la thérapeutique par rayonnement, les figures 21, 22 représentent schématiquement des modes de réalisation de l'invention destiné à la tomogra- phie axiale par calculateur, et la figure 23 est un schéma simplifié d'une forme de dis- positif de traitement de données selon l'invention. Tels qu'ils seront utilisés ci-après, les termes "objet" ou "objet d'essai" ou autres mots similaires con- cernent différents types d'objets à travers desquels il y a lieu de faire passer un rayonnement dans un but d'essai ou de diagnostic, sans être limité à des personnes humaines ou des animaux, ou encore des échantillons prélevés sur des personnes humaines ou des animaux, et des essais non destructifs et de sécurité. Dans le but de clarifier la description, l'invention sera décrite dans son application à des contextes médicaux mais il faut noter que d'autres formes d'objets peuvent être utilisées conjointement avec l'appareil selon l'invention, en plus des applications médi- cales, et que ces autres applications sont expressément concernées. Telles qu'elles sont utilisées, les expressions "matrice de photodiodes i, auto-balayage", matrice intégrée de photodiodes à auto-balayage" et autres expressions simi- laires se rapportent à un ou plusieurs éléments de circuits intégrés comprenant des photodiodes associées chacune avec un corndensateur d'emmagasinage qui intègre des charges électriques, et un commutateur de multiplexage permettant la lecture périodique au moyen d'un circuit d'analyse de registre intégré. Ces expressions se rapportent parti- culièrement, sans y être limitées, à des matrices linéai- res comportant de l'ordre de 24 à 820 (de préférence de l'ordre de 100 à 820) photodiodes par centimètre linéaire, avec les circuits associés, ainsi que des matrices planes et rectangulaires. Telle qu'elle est utilisée ci-après, l8expression "informations d'image" concerne les signaux électriques provenant de la matrice de photodiodes à auto-balayage, les imagres ou les données créées par l 'utilisation de ces signaux électriques, avec ou sans mémorisation ou modifi- cation intermédiaire, ainsi que les images formées avec ou sans addition ou soustraction aux données d'image. Plus particulièrement, le figure la représente une source de rayonnement 2 qui,9 sous la forme représentée, consiste en un générateur de rayons X. Ce générateur de rayons X émet un faisceau conique 4 de rayons X qui ren- cnntre un collimateur 6, réalisé de préférence en plomb ou autre matière de numéro atomique élevé, et qui comporte une fente allongée 8 permettant le passage d'une partie du faisceau conique 4. Un faisceau de rayons X 12 en forme d'éventail rencontre l'objet 14 qui, sous la forme repré- sentée, est un malade. Le malade 14 est représenté allongé sur une table support 16 mobile qui peut se déplacer dans la direction de la flèche. Cela permet l'exposition suc- cessive des différentes parties du malade au faisceau de rayons X 12 en éventail, tout en préservant la partie fixe de l'appareil en dehors de la table support 16. Eventuelle- ment, le malade peut être maintenu immobile, là reste de l'appareil se déplaçant par rapport à lui, pour obtenir les mêmes résultats. La partie du faisceau de rayons X 12 en éventail qui a traversé le-malade est désignée globalement par la référence 20. Cette partie rencontre le s'cintilla- teur 22 qui, sous la forme représentée, consiste en un écran luminescent relativement étroit. Le scintillateur convertit l'énergie des rayons X en des photons de lumière visible. Le faisceau de lumière 24 provenant du scintilla- teur 22 est projeté par une lentille 26 sur une matrice de photodiodes 30 à auto-balayage. La lentille 26 est donc un dispositif de couplage optique par lequel le faisceau lumineux 24 est projeté sur la matrice 30 qui, sous la forme représentée, est une matrice linéaire. La matrice linéaire émet-des signaux électriques correspondant à la lumière qu'elle reçoit. Les signaux électriques qui contiennent des informations d'image sont délivrés à une unité de traitement électrique 32 qui sera décrite plus en détails par la suite. L'unité 32 peut consister en un calculateur numérique qui mémorise les signaux électriques dans une mémoire et qui, avec ou sans modification de ces signaux, présente l'image voulue dans la forme voulue, par exemple sous forme d'une image visible, d'une image mémo- risée ou d'une impression de données par le calculateur. Eventuellement, sous la forme représentée sur la fi- gure la, le malade 14 et le générateur de rayons X 2 peu- vent rester fixes en produisant un mouvement relatif du collimateur 8, du sèintillateur 22, de la lentille 26 et de la matrice 30. La figure lb montre une:modification du dispositif qui reçoit le faisceau 20 de rayons X et qui le convertit en un signal électrique reçu par l'unité 32 de traitement électrique. Sous la forme représentée, un ensemble 38 de scintillateur, de dispositif de couplage optique et de matrice linéaire de photodiodes à auto-balayage, remplit cette fonction. L'ensemble 38 sera examiné plus en détails en regard de la figure lc. Cette figure montre que le 9 247" 178 ' scintillateur 40 reçoit le faisceau 20 de rayons X (non représente sur cette figure) et qu'il délivre la lumière à la matrice 441 de photodiodes à auto-balayage par des fi- bres optiques 42. Un écran, non représenté, opaque aux rayons X, est de préférence prévu autour des parties de la matrice 44 qui ne sont pas en contact avec les fibres optiques 42 pour éviter que la matrice 44 reçoive un rayonne- ment d.ffusé. Tandis que dans le mode de réalisation de la figure la, l'écran luminescent 22 est plus long que la matrice 30 et que la lentille 26 remplit la fonction de convertir le faisceau lumineux 24 en un faisceau qui s'étend sur toute la longueur de la matrice 30, dans la forme de la figure lb, la matrice 44 a à peu près les mnmes dimen- sions que le scintillateur 40 qui, dans la forme présente, est un écran luminescent, le couplage optique étant assu- ré par les fibres optiques 42 qui sont disposées suivent les momes dimensions que le scintillateur 40 et la matrice 44. Avant de passer à la figure 2, il y a lieu de donner des indications générales sur les matrices de photodiodes a auto-balayage. Dans une telle matrice, des petits commu- tateurs en circuit intégré sont connectés à chacun des collecteurs disposés en une rangée. Ces commutateurs peu- vent connecter chaque collecteur individuel à une ligne commune dUimage, à la commande de manière qu'une série de signaux électriques de sortie apparaissent à l'extrémité d'une ligne de photodiodes, représentant chacun la valeur de la charge qui a été accumulée pendant lUexposition à la lumière. Pendant le fonctionnement normal d'un dispositif de ce genre, une diode individuelle se comporte comme un très petit condensateur électrique qui est chargé jus- qu'à une certaine tension. Les photons qui tombent sur chaque photodiode produisent une conduction électrique, en déchargeant ainsi une partie du potentiel initial. Le nombre des porteurs de charge est directement proportion- nel au nombre des photons incidents sur chaque photodiode et la charge produite est emmagasinée par la capacité de la photodiode pendant la période d'exposition. Pendant le cycle de lecture, un commutateur à semi-con- ducteur est commandé et il fait passer brusquement la charge sur une ligne commune de signaux d'image connectée à l'en- trée d'un préamplificateur. La commutation est faite par deux registres numériques à décalage sur la pastille semi- conductrice de manière que lorsqu'une impulsion est appli- quée au premier élément du registre, le premier commutateur soit fermé. A l'impulsion suivante, le commutateur suivant est fermé, chaque impulsion commandant l'élément suivant du registre pour fermer le commutateur qui suit. Tous les circuits nécessaires sont prévus sur la pastil- le, formant ainsi un dispositif entièrement à auto-balayage dans ce sens que la commande successive de l'entrée du re- gistre à décalage permet d'interroger successivement toutes les centaines de diodes sur la pastille, de la même manière qu'un faisceau d'électrons qui balaye les éléments d'image d'un tube de caméra de télévision lit les charges successi- vement. Le grand avantage d'une matrice à photodiodes à auto- balayage, en plus de ses petites dimensions, est que chaque élément d'image peut emmagasiner un nombre de charges beau- coup plus important qu'un élément d'image d'une cible de caméra de télévision. Ainsi, les dispositifs actuellement disponibles peuvent mémoriser de l'ordre d'une dizaine de charges électroniques avant dxêtre saturés, permettant d'ob- tenir un rapport signal-bruit limité au quantum d'environ (107)É, soit environ 3000 à l en raison des fluctuations du nombre de charges par élément d'image. Par conséquent, si la disposition est telle que chaque rayon X absorbé libère de une à dix charges électriques dans la photodiode, des plages dynamiques de l'ordre de 1000 à 1 dans l'exposi- tion aux rayons X peuvent être obtenues avec les dispositifs de ce genre. Au contraire, les tubes d'image orthicons, isocons et autres tubes de caméra de télévision du même genre ne peuvent emmagasiner que de l'ordre de 104 à 105 charges électroniques par élément d'image, de sorte que le rapport signal-bruit maximal ou plage dynamique possible est de l'or- dre de 300 à 1, c'est à dire pas très supérieur à celle d'un film qui est de l'ordre de 100 à 1 pour un millimètre carré au niveau du malade. Un autre avantage de ces dispositifs est leur rendement élevé i. la réception des photons visibles, qui est proche de 100 %. Au contraire, les surfaces photoélectriques cou- rantes telles que celles utilisées dans des intensifica- teurs d'image et des caméras de télévision ne permettent d'obtenir qu'un rendement quantique de.l'ordre de 10 à 20 %9 donnant ainsi aux dispositifs à semi-conducteurs un avan- tage de vitesse dans un rapport de 5 à 10. Les matrices de diodes sont disponibles avec des écar- tements correspondants à environ 24 à 800 photodiodes par centimètre et avec des largeurs de l'ordre de 0,015 à 0,75mm montées dans des bottiers de céramique d'une épais- seur de l'ordre de 2,5mm, d'une longueur de 18ordre de à 37mm et une largeur de 19ordre de lOmm. Ces matrices peuvent donc être placées dans un bottier relativement mince compatible avec l'épaisseur des cassettes actuelles d'écran et de film. La figure 2 représente donc une matrice de photodio- des à auto-balayage qui consiste en une série de photo- diodes 52 de rang impair, désignée par 1 à N-1 et une série de photodiodes 54 de rang pair désignée par 2 à N. Chaque photodiode 52, 54 est associée avec un condensateur d'em- magasinage qui intègre lun courant électrique et avec un commutateur de multiplexage 56 destine à la lecture pério- dique à la commande d'un circuit associé de balayage 58, 60 sous forme d'un registre à dêcalage intégré. Le nombre des photodiodes 52, 54 qui peuvent être prévues dans la matrice peut être par exemple de 1 t ordre de 24 à 820, dans un volume relativement réduit, Par exemple, les photodiodes 52, 54 peuvent être écartées de 0,025mni, centre à centre. Ce dimensionnement permet d'utiliser quarante photodiodes par centimètre linéaire de la matrice. Grâce à ce grand nombre de photodiodes dans le contexte d'une matrice en circuit intégré, il n'est pas nécessaire d'utiliser un 12 2471178- équipement électrique extérieur pour chaque photodiode in- dividuelle en vue de la conversion de la lumière qu'elle reçoit en un signal électrique correspondant. Cela permet un degré élevé de rétention des informations d'image avec le haut degré qui en résulte de résolution spatiale, de sensibilité au contraste et de plage dynamique. Dans la matrice de photodiode à auto-balayage de la figure 2, chaque registre à décalage 58, 60 accède à des diodes alternées et les connecte alternativement à l'une de deux lignes de sortie, désignées par LSI et LSP. Si les deux registres sont commandés en parallèle par horloge, deux trains d'impulsions en parallèle peuvent être obtenus aux deux sorties, représentant respectivement les diodes impaires 52 et les diodes paires 54. En variante, les deux sorties pourraient être connectées en parallèle et les registres commandés alternativement. Un train d'im- pulsions est ainsi obtenu représentant chaque diode 52, 54 de la matrice. De nombreux types de matrices de photodiodes à auto-balayage en circuits intégrés peuvent être utilisées avec avantage dans l'appareil selon l'invention. Par exem- ple, la matrice diffusée par Integrated Photomatrix, Inc, Mountainside, New Jersey, sous le nom de marque IPI (série M) ou celle diffusée sous le nom de marque RETICON par Reticon Corporation, 910 Benicia Avenue, Sunnyvale, Californie, 94086, peuvent convenir. Des matrices de photo- diodes à couplage de charge peuvent aussi bien convenir. Bien que ne décrivant pas l'utilisation de l'équipement conjointement avec les techniques de radiographie par rayons X, rayons gamma ou particules nucléaires, d'autres informations concernant les matrices de photodiodes à auto- * balayage, et la technologie associée, peuvent se trouver dans un article intitulé "Self-Scanning Photodiode Arrays for Spectroscopy", Research Development, avril 1976, de même que dans les brevets des Etats-Unis d'Amérique n0 3 822 362, 3 717 770, 3 993 888, 3 947 630, 3 919 468, 3 801 820, 3 935 446 3 993 897, 3 936 630, 3 955 082 et 3 755 678 par exemple. En ce qui concerne plus particulièrement le scintilla- teur 22, sous la forme illustrée par la figure la, un - écran électroluminescent est utilisé pour convertir la partie du faisceau de rayons X qui a traversé l 'objet 14 en lumière visible correspondant à l'intensité et à la distribuLion du. faisceau i nc:itent. L 'énergie des photons produits par les rayotns X u tilisés par le diagnostic est de J.'ordre de 10 à 150 kIeV avec une longueur d'onde d'en- viron 0,12 à 0,008 nanomètre; le coéfficient d'absorption ou le rendement a 1 'absotion d'une matrice de photodiodes au silicium est mauvais dans cette plage et i]. est préfé- rable d'utiliser le scintillateur seloin l'invention car le coéfficient d'absorption du silicium pour la lumière dans la plage correspondante de 400 à 800 nanomètres est très bons e; peut dépasser 95 % Le scintillateur selon 1 linvention peut consister en un mince monocristal d 'une matière telle que du germanate de bismuth qui peut absor- ber environ 90 o des rayons X dans la plage de'énergie de à 150 kIceV. Le scintillateur peut aussi consister en des cristaux pulvérisés ou évaporés deoxysulfu.re de gadolinium sur un support approprié, transparent aux rayons X. Une forme préférée de scintillateur destiné à des ra- yons X de haute énergie (de l'ordre de 50 à 150 keV) ou à des rayons gamma (de l'tordre de 50 à 1000 kIeV) consiste en une mosaqule de petitsmonocristaux sous la forme de fibres cu de minces plaquettes qui sont isolées optiquement les unes des autres. Cela permet de réaliser la mosaïque de manière qu'elle soit épaisse dans la direction du rayon- nement incident pour absorber le rayonnement avec le plus grand rendement possible, sans perte notable des détails géométriques. Une mosaYquie de cristaux à scintillation séparés par de minces feuilles de métal lourd (tel que le tantale, le. tungstène ou le plomb), réalisée de manière à réduire au minimum la diffusion des rayons X d'un cris- tal à l'autre, peut convenir avantageusement. Un autre scintillateur qui convient est un écran fluorescent. Un écran à oxyde de terres rares (par exemple à l'oxyde de gadolinium) peut être avantageux comme scintillateur. Une caractéristique importante du scintillateur est que les photons de rayons X soient absorbés sans perte notable 14 2471178 des détails. D'autres formes de scintillateurs qui peuvent être avantageux comprennent un tube intensificateur d'image en rayons X ou un panneau intensificateur à semi-conducteurs. Les figures 3a et 3b représentent un mode de réalisa- tion de l'invention dans lequel le générateur de rayonne- ment et le collimateur tournent le long d'une trajectoire prédéterminée, de préférence autour d'un axe passant par la matrice de photodiodes, ou très près d'elle. Le généra- teur de rayons X 66 peut être monté sur un bras de manière à être animé d'un mouvement de rotation jusqu'à une posi- tion telle que celle désignée par 66'. Eventuellement, un dispositif classique peut être prévu sur les bras suppor- tant le générateur 66 de manière à donner une indication de la position relative de ce générateur le long de son trajet incurvé. Des collimateurs 68, 70 convertissent le faisceau conique de rayons X en un faisceau en éventail, par exemple le faisceau 72, qui rencontre le sujet 76 et qui produit un faisceau 74 que reçoit le scintillateur 78; ce dernier convertit le faisceau en lumière visible qui, au moyen d'un dispositif de couplage optique, par exemple des fibres opt ies 80, est transmise à la matrice de photo- diodes 82. L'utilisation d'un faisceau en éventail contri- bue à la rêjection souhaitée du rayonnement diffusé. Il faut noter qu'en déplaçant séquentiellement le générateur de rayons X 66 le long de son trajet incurvé, une série d'images similaires à celles produites par le dispositif de la figure lb peut être obtenue. Il faut noter que dans ce mode de réalisation, le sujet 76 et l'ensemble comprenant le scintillateur 78, *le disposi- tif de couplage optique 80 et la matrice de photodiodes 82 sont fixes tandis que le générateur de rayons X 66 et les collimateurs 68, 70 tournent. Par ailleurs, les colli- mateurs 68, 70 restent dans la même position relative par rapport au générateur 66. Les figures 4, 5, 6a et 6b illustrent plusieurs modes de réalisation utilisant un grand écran luminescent fixe ou une longue bande mince commne scintillateur. Une lentille fixe est utilisée comme dispositif de couplage optique pour réduire les dimensions de l'image, ce qlui permet -2471178 d'utiliser une plus petite matrice de photodiodes à auto- balayage. En plus, ou au lieu d'une seule lentille, un ensemble comprenant un miroir réfléchissant et une lentille peut être utilisé. Par exemple, une matrice lindaire de photodiodes à auto-balayage deune longueur de 25mm et contenant environ 60 à 2048 photodiodes élémentaires en une rangée peut être utilisée pour un champ d'environ 150 à 350 millimètres de largeur. Sous ln forme illustrée par la figure 4, deux collima- teurs peuvent être utilisés. Une source de rayonnement 88 est positionnée près d'un collimateur mobile 90 à fente. Le faisceau en éventail 10b traverse l'objet 92 et rencontre le scintillateur 94 qui, sous la forme représentée, consis- te en un écran fluorescent. Les photons primaires des rayons X sont convertis en photons lumineux qui sortent sous forme du faisceau lumineux 108. La lentille 96 fait passer ce faisceau lumineux dans une ouverture du collimateur mobile 98 à fente pour qu'il rencontre plusieurs matrices linéai- res et parallèles, orientées horizontalement, définissant une matrice plane 100. Un dispositif, non représenté, est prévu pour coordonner les mouvements opposés du collimateur et d l 'obturateur 98 de manière que le faisceau lumineux soit déplacé séquentiellement en correspondance avec le déplacement séquentiel du faisceau en éventail 106, par le mouvement du collimateur 90, afin qu'il reste incident sur la matrice 100. Comme cela ressort de la figure 4, la dimension linéaire, c'est à dire la profondeur dans la di- rection perpendiculaire au plan du papier de l'écran fluo- rescent 94 peut être nettement supérieure à la longueur de la matrice 100, la lentille 96 établissant la réduction voulue du faisceau lumineux pour le placer correctement sur la matrice 100. Sous la forme représentée sur la figure 5, le dispositif a été modifié par rapport à la figure 4 de manière à utili- ser un scintillateur 116 relativement petit, sous la forme d'une bande fluorescente montée sur un support mobile 118, et A supprimer le collimateur 98. Etant donné que le mouvement du support 118 est coordonné avec le mouvement dans la même direction du collimateur à fente 90, le faisoeau 16 2471178 primaire de rayons X 106 rencontre toujours la bande fluo- rescente 116 qui, à son tour, émet des photons de lumière visible qui, par la lentille 96, sont projetés sur la ma- trice de photodiodes à auto-balayage. Dans les modes de réalisation des figures 4 et 5, le générateur de rayons X 88, l'objet 92 et la matrice de photodiodes 100 ainsi que la lentille 96 sont tous main, tenus immobiles. Dans le mode de réalisation des figures 6a et 6b, la matrice de photodiodes 124 est montée sur un support mobile 126 dont le mouvement est coordonné avec celui du collimateur à fente 90. Par conséquent, la matrice 124 est toujours en position correcte pour recevoir le fais- ceau lumineux 110. Comme le montre également la figure 6b, trois collimateurs 90, 108, 112 sont utilisés pour assurer un meilleur contrôle des faisceaux 106, 110. Dans le mode de réalisation de la figure 6b, le second collimateur 108 a pratiquement la même dimension que le scintillateur 94 et il est positionné entre ce dernier et l'objet 92, formant ainsi un second collimateur de rayons X. De plus, le collimateur de lumière 112 est placé devant la matrice de diodes 124 qui est montée sur un support mobile 126. Les éléments 112, 124, 126 se déplacent ensemble en synchro- nisme par rapport aux collimateurs 90, 108. Il faut noter que le mode de réalisation de la figure 6a ne comporte que le collimateur 90 tandis que le mode de réalisation de la figure 6b comporte deux collimateurs supplémentaires 108, 112, mais éventuellement un seul de ces derniers pourrait être utilisé en combinaison avec le collimateur mobile 90. De plus, il est possible que des second et/ou troisième collimateurs soient utilisés dans les autres modes de réalisation de l'invention. Les collimateurs supplémentaires réduisent au minimum l'influence du rayon- nement diffusé et de la lumière diffusée. Pour des raisons de commodité, des exemples ont été donnés ci-dessus de matricesde photodiodes linéaires à auto-balayage, c'est à dire de matrices qui sont allon- gées, mais il est évident que d'autres matrices linéaires pourraient être utilisées, positionnées bout à bout les 2471'178 unes par rapport aux autres. De plus, s'il y a lieu de couvrir une plus grande surfFce en une plus courte période, deux ou plusieurs lignes para. llèles de matrices linéaires de photodiodes peuvent être utilisées. La figulre 7 illustre un mode de réalisation de l 'in- vention qui., bien qu'il ne soit pas préféré, peut être uti- lisé avec avantage dans des équipements faisant intervenir - un champ de petites dimensions, par exemple un disque d'en- viron 200 mm de diamètre. Ce mnode de réalisation comporte un intensificateur 132 d'image en rayons X comme scintilla- teur et comme dispositif de couplage optique. Le faisceau de rayons X 144 qui a traversé 1 'objet 92 rencontre l' écran 134 qui est généraiement fait d'iodure de cesium et un émetteur photoélectronique qui convertit le faisceau 144 en un faisceau d'électrons 136 qui est reçu par la matrice de photodiodes 140 à auto-balayage, grâce à la bobine de réflexion magnétique 138. Les signaux électriques de sortie de la matrice de photodiodes 140 sont appliqués à 8l'unité de traitement électrique. Eventuellement, les matrices de photodiodes peuvent être couplées optiquement avec lVin- tensificateur d image o La figure 8 illustre l'utilisation de conduits de lu- mière ou de fibres optiques pour délivrer à la matrice de photodiodues 158 la lumière provenant du scintillateur 152o Les fibres optiques peuvent avoir toutes dimensions corres- pondant à la fois aux dimensions du scintillateur et à cel- les de la matrice de photodiodes, mais, sous la forme représentée, le scintillateur se présente sous la forme dîune bande ou d'une mosaique allongée et la dimension longitudinale de la matrice est moindre. Les faisceaux de fibres optiques 154, 156 à N sont donc relativement min- ces et flexibles. La lumière reçue par le faisceau 154 provient d'une partie du scintillateur 152 égale à toute la largeur du faisceau 154 et, étant donné que ce dernier est vrillé, la lumière est délivrée à. une partie de la matrice de photodiodes égale à l'épaisseur du faisceau 154. I1 en résulte qu'une unité longitudinale du scintillateur 152 égale à la largeur du faisceau de fibres optiques correspond à un secteur de la matrice de photodiodes 158 égal à la plus petite épaisseur du faisceau 154. Les con- duits ou guides de lumière vrillés peuvent être des tubes flexibles ou des faisceaux de fibres optiques en mati.ère plastique ou en verre. En raison de la réduction des d.inen-' sions géométriques apparaissant sur la figure 8, une matri- ce de détecteurs à photodiodes comprenant 1000 éléments écartés d'une distance de 0,025mm centre à centre et ayant une largeur de 0,4mrn le scintillateur d'une longueur de 425mm peut être couplé avec la matrice de photodiodes dont la longueur n'est que 25mm. Les faisceaux de fibres optiques peuvent avoir une épaisseur de 0,025mm et une largeur de 0,4mm, 1000 d'entre eux étant prévus, c'est à dire un pour chaque capteur à photodiodes. En variante, la section des faisceaux peut diminuer pour permettre l'utilisation d'élé- ments scintillateurs dont la largeur est supérieure à 0,025mm. Un avantage de l'utilisation d'une matrice couplée par des fibres optiques, comme le montre par exemple la figure lc, est la possibilité de délivrer de grandes quantités de lumière à la matrice lorsqu'il y a lieu de réduire l'ex- position du sujet. Un autre avantage du mode de réalisation de la figure 8 est que la disposition permet de disposer un blindage (non représenté) autour de la matrice 152 afin de la proté- ger contre les rayonnements parasites. La figure 9 illustre un mode de réalisation utilisant une matrice plane (c'est à dire une matrice comportant un certain nombre de rangées parallèles de photodiodes plut8t qu'une seule rangée) et une commutation électrique t.e cette matrice pour remplacer un second mouvement mécanique coor- donné avec le mouvement du collimateur à fente 90. Dans ce mode de réalisation, le signal produit par le faisceau lumineux 110 (correspondant au faisceau de rayonnement primaire 106) et qui rencontre la matrice de photodiodes à auto-balayage, n'est reçu que par une ou plusieurs rangées de capteurs activés par un dispositif électrique de com- mande 166, et les signaux électriques qui en résultent sont émis vers l'unité 32 de traitement de signaux de la manière déjà décrite. Dans le présent mode de réalisation, la matrice de photodiodes 164 peut consister en une matrice de forme rectangulaire comportant un certain nombre de ran- gées linéaires et parallèles disposées en toute proximité les unes des autres. Etant donné que le faisceau lumineux subit un déplacement vertical relatif par suite du mou- vement du collimateur 90, le dispositif de commande électri- que 166 commande l'enregistrement des signaux uniquement pour la rangée ou les rangées particulières qui reçoivent la lumière produite par le faisceau primaire 106. Ce mode de réalisation offre l'avantage de réduire au minimum le nom- bre des éléments de l'appareil qui doivent être déplacés mécaniquement et permet également d'éliminer les rayonne- ments parasites en déchargeant les photodiodes d'une rangée juste avant qu'elle reçoive le faisceau primaire. La figure 10 illustre un autre mode encore de réalisa- tion de l'invention dans lequel un dispositif mécanique est utilisé pour coordonner la création du faisceau de rayons. X 106 en forme d'éventail et l'exposition de la matrice de photodiodes 100 (qui peut être linéaire ou rectangulaire) au faisceau lumineux 110. Dans ce mode de réalisation, le collimsteur 172 se présente sous la forme d'un cylindre creux en matière opaque au rayonnement et comportant une fente 174 orientée dans la direction longitudinale. Le cylindre est agencé de manière à tourner ou à osciller au- tour de son axe longitudinal et à créer ainsi séquentielle- ment le faisceau en éventail 106 et à le déplacer le long de l'objet 92. Eventuellement, le tube à rayons X 88 peut recevoir des impulsions quand la fente 174 se trouve dans la position voulue. Un blindage 176 est monté de manière à tourner ou à osciller en synchronisme avec le collima- teur 172 et il comporte une fente allongée 178 correspondan- te qui permet au faisceau lumineux 110 de frapper la matri- ce de photodiodes. Le blindage 176 est de préférence réa- lisé en une matière opaque aux rayons X. La rotation du collimateur 172 est synchronisée avec celle du blindage 176 par tout moyen approprié, par exemple une synchronisa- tion mécanique par des pignons associée avec un moteur 2471178 d'entralnement, ou une synchronisation électrique entre deux moteurs d'entralnement du collimateur 172 et du blindage 176. La figure 11 représente un autre mode de réalisation de l'invention qui convient-pour l'utilisation d'un filin à rayons X. Dans ce mode de réalisation, le générateur de ra- yons X 182 et le collimateur à fente 184 sont agencés de manière à tourner ensemble, par exemple de Iaposition A à la position B apparaissant en haut de la figure 11-. Le faisceau de rayons X en éventail traverse le sujet 188 et la référence 190 représente le plan de la section dont l'image est produite. Les rayons qui traversent le sujet 188 rencontrent l'écran -fluorescent 192 de manière qu'en position A, la. lumière produite soit couplée par une len- tille 194 avec une metrice plane de photodiodes 196 à ran- gées multiples et à auto-balayage. Il faut noter que dans ce mode de réalisation, le sujet 188 est immobile tandis que le scintillateur 192, la lentille 194, la matrice 196 se déplacent en synchronisme par rapport au générateur de rayons X 182 et au collimateur 184. Le signal de sortie de la matrice de photodiodes 196 est délivré à l'unité 198 de traitement de signaux. Quand le générateur de rayons X 182 se trouve dans la position B, l'écran fluorescent 1921 la lentille 194' et la matrice 196' se trouvent dans la position inférieure gauche de la figure 11, avec le disposi- tif qui connecte la matrice 196' à l'unité de traitement de signaux 198. Ce mode de réalisation offre l'avantage de produire des images de plus haute qualité qu'avec les combinaisons actuelles d'écran et de film rapide, en permt- tant de mieux détecter des petites différences de contras- te. De plus, les images emmagasinéesélectriquement sont immédiatementdisponibles. Il faut noter que si le généra- teur de rayons X 182 se trouve en position fixe (par exem- ple la position A), le collimateur 184 peut être soumis 3g à un mouvement relatif indiqué par les flèches, pour pro- duire un balayage complet en position A. Le même mode opératoire s'applique aux autres positions. Par conséquent, le contraste inhérent est accru par rapport aux techniques actuelles de photographie, grâce à la réduction de la 21 24-711 78 détection du rayonnement diffusé. Ce mode de réalisation permet une soustraction précise d'images tomographiques successives, permettant ainsi de visualiser des vaisseaux sanguins, des tumeurs et autres caractéristiques anatomi- ques. Les J'igures 12a et 12b illustrent un mode de réalisation de l'invention qui est compatible avec les analyseurs exis- tants de tomographie axiale par calculateur. Comme le mon- trent ces figures, un générateur de rayons X 202 coopère avec un collimateur à. fente 204 pour former un faisceau de rEiyons X en éventail qui traverse le sujet 210 supporté par une table 208 mobile axialement. Dans une forme couran- te de tomographie axiale par calculateur, la partie des rayons X qui traverse le sujet rencontre ensuite la matri- ce de détecteurs 206 représentée schématiquement sur ces figures. Le générateur de rayons X 202, le collimateur 204 et le détecteur 206 décrivent un mouvement orbital synchro- nisé autour d'un axe passant par le sujet 210. Ce mode de reaJisation de l'invention comporte un ensemble 214 d'un scintillateur, d'un dispositif de couplage optique et d'une matrice de photodiodes à auto-balayage, sur le c8té de sor- tie du rayonnement du sujet 210o Eventuellement, cet ensem- ble peut se présenter sous la forme illustrée par la figure lc. Gcrce à l'ensemble 214, un analyseur existant de tomographie axiale par calculateur est convertie en un analyseur lindaire en déplaçant simplement le sujet au- dessous de l.ensemble 214. Cela constitue un moyen entière- ment nouveau pour détecter de faibles différences de densi- té et des détails géométriques beaucoup plus fins indiquant des]ési.ons ou des anomalies pour le clinicien, dépassant largement les indications obtenues par une série de films plans, et sans attendre le développement photographique. Cela permet également une utilisation très améliorée des analyseurs existants sans qu'il soit nécessaire de se pro= curer une nouvelle source de rayons X et une nouvelle table pour le sujet. L'ensemble 214 peut facilement être écarté lorsqu'il n'est pas utilisé et par conséquent, il ne gêne pas l'utilisation normale de l'analyseur actuelle. I1 faut en plus noter que l'ensemble 214 peut être mobile autour du sujet, permettant ainsi d'obtenir toute vue dési- rée. Les figures 13a, 13b, 14a et 14b illustrent un autre mode encore de réalisation de l'invention. Ce mode de réa- lisation constitue une autre forme d'adaptation de]'linven- tion à un équipement courant. Dans ce cas, un ensemble de photodiodes à autobalayage peut être utilisé au lieu ou en plus des cassettes actuelles d'écran et de film à rayons X. Dans ce mode de réalisation, un générateur de rayons X 220 fixe en position supérieure est associé avec deux obturateurs à fente 222, 224 pour émettre un fais- -ceau de rayons X 230 en éventail. L'appareil à rayons X est enfermé dans un carter 226. Le faisceau de rayons X 230 en éventail rencontre le sujet 232 qui est supporté sur une table 234 agencée de manière à se déplacer dans la di- rection indiquée par la flèche. Un support 236 qui contient - une cassette 238 d'écran et de film à rayons X est fixé au-dessous de la table 234 et se déplace avec elle. Cela permet l'exposition de la cassette à rayons X quand cette dernière se déplace avec le sujet sous le faisceau fixe 230. Une bFse 244 supporte l'obturateur fixe 246 qui com- porte une fente allongée 248 par laquelle passe le faisceau en éventail 230 après avoir traversé le sujet 232. Etant donné que l'obturateur 246 est immobile, et que la cassette 238 avec le sujet se déplacent en synchronisme, la casset- te est exposée de façon séquentielle aux rayons X qui pas- sent par la fente 248. Comme le montrent les figures 14a et 14b, un bottier 252 monté en position fixe sur la base 244 contient deux matrices de photodiodes 254, 256 à auto-balayage qui sont couplées, par des fibres optiques 260, 258, avec une seule bande allongée de scintillateurs 262. Les rayons X qui pas- sent par la fente 248 de l'obturateur 246 passent égale- ment par l'ouverture 264 du bottier 252 et frappent le scintillateur 262 qui émet de la lumière vers les matrices de photodiodes 254, 256 par l'intermédiaire des fibres optiques 260, 258. Comme le montre la figure 14b, dans ce mode de réalisation, les matrices de photodiodes 254, 256 sont étagées et sont couplées optiquement avec le scintil- 23 2471178 iateur 262 de manière à recevoir de façon continue la lu- mière provenant de ce scintillateur. Des fibres optiques alternées transmettent aux matrices de photodiodes la lu- mière provenant de sections alternées du scintillateur 262 Cette disposition permet donc à la fois d'obtenir une image permanente aux rayons X et de recueillir des informations d'image selon l'invention, simultanément ou successivement. Bien que les matrices de photodiodes à auto-balayage fonc- tionnent de façon plus efficace en l1absence de la cassette à film, il est évident que même avec les meilleurs écrans à rayons X, environ 40 à 50 % du faisceau primaire de ra- yons X atteint le scintillateur 264. Ce mode de réalisation offre un certain nombre d'avan- tages en plus de permettre de produire des images classi- ques aux rayons X tout en utilisant simultanément une ma- trice de photodiodes à auto-balayage selon l'invention. De légères modifications seulement doivent être apportées aux tables courantes de diagnostic et des tubes à rayons X en position supérieure sont nécessaires pour utiliser ce dispositif. En plus, l'obturateur à rayons X est fixe et peut être très massif. Ce dispositif permet d'utiliser des rayons X de haute énergie, avec la réduction de dose que cela permet. L'effet du rayonnement diffusé est réduit et la résolution spatiale est améliorée car la dimension effective du point focal est minimale par rapport au plan du faisceau en éventail 230 Avec les vitesses actuelles de mouvement des tables de l'ordre de 75mm par seconde, la durée effective d'ex- position par ligne est seulement 0,005 seconde. Avec une augmentation de la vitesse de la table jusqu'à 250mm par seconde, des artères coronaires de seulement 50mm de longueur peuvent Gtre balayées en 0,2 seconde avec une. durée d'exposition de seulement 0,0002 seconde. La figure 15 illustre une disposition généralement similaire à celle des figures 13a et 13bo Dans cette forme une chambre standard à ions 274 et un plateau de Bucky 276 sont maintenus en position. La chambre 274 permet de contrôler l'intensité du faisceau pendant l'exposition Elle peut également être utilisée pour aligner le généra- 24 2471178 teur de rayons X 220 en surplomb avec la fente 248. Un mo- teur à vitesse variable peut aussi être utilisé pour en- traIner la table et il peut être commandé par un signal produit à partir de la chambre à ions de manière à permettre de déplacer le sujet 232 plus lentement dans les régions de forte densité et plus rapidement dans les régions de faibles densités. En variante, il est possible de régler l'intensité du faisceau afin d'obtenir un signal moyen constant à la sortie de la chambre à ions. Cette dernière peut également servir de sécurité si elle est agencée de manière à interrompre le faisceau de rayons X lorsqu'une charge prédéterminée a été accumulée. Des dispositifs à fibres optiques ont été représentés pour le couplage optique dans les modes de réalisation des figures 14a, 14b et 15, mais il est bien entendu que d'autres formes de couplage optique, par exemple ceux qui ont été décrits ou d'autres dispositifs appropriés peuvent aussi convenir. - Les figures 16a et 16b illustrent une application de l'invention au balayage fluorescent. Selon cette technique, un faisceau collimaté de rayons X rencontre l'objet, par exemple un malade, et en excite un rayonnement par fluo- rescence. Dans la forme illustrée, un générateur de rayons X 282 coopère avec un collimateur 284 pour produire un faisceau de rayons X 286 en éventail qui traverse le sujet 288. Dans la forme représentée, le détecteur est orienté perpendiculairement au faisceau 286. Un mouvement relatif est établi entre l'objet 288 et le générateur de rayons X 282 avec le collimateur 284 afin d'établir une direction de balayage telle que celle illustrée par la flèche "DL" sur la figure 16b. Un filtre à rayons X 290 est intercalé entre l'objet 288 et le détecteur. Ce filtre élimine le rayonnement avec des limites d'absorption K au-dessus et au-dessous de l'élément traceur caractéristique, par exem- ple de l'iode. Le rayonnement X caractéristique émis par l'objet, par exemple de l1iode dans la glande thyroïde, traverse le filtre 290 et le collimateur 292 comportant de fines fentes, et il frappe une mosaïque de scintilla- teurs 294. La lumière émise par la mosaïque 294 est cou- 2 5.2471178 plée optiquement avec une matrice de photodiodes 298 à auto- balayage, par un dispositif de couplage optique 296, par exemple les fibres optiques. L'avantage du mode de réalisation des figures 16a et 16b par rapport à la pratique courante est la possibilité de traiter simuLtanémnent davantage d'éléments d'image que ne le permettrait un seul petit détecteur, et également la possibilité de réagir à un rayonnement X de faible énergie qui ne peut être enregistré avec les caméras gamma largement utilisées. Il est possible également d'obtenir une plus grande résolution spatiale et il est facile de protéger le détecteur contre le rayonnement parasite de fond. Bien que cela ne soit pas representé, il est évident que la ma- trice de phot;odioctes peut être enfermée dans un carter opaque aux rayons X ou aux rayons gamma, sauf la partie de cette matrice qui doit être couplée optiquement avec le scintillateur. Le dosage de rayonnement reçu par le malade est également réduit, comparativement aux études actuelles aux isotopes. Les figures 17 et 18 illustrent une application de 1lin- vention à la médecine nucléaire. Dans ce mode de réalisation, l'objet 302 devient, généralement par injection ou absorp- tion orale d'un isotope radioactif (par exemple de l'iode radioactive), la source d'un rayonnement qui est générale- ment un isotope émettant des rayons gamma. Le rayonnement produit sort du sujet 302 par un collimateur 304 et rencon= tre un scintillateur 306 quile convertit en des photons lumineux visibles, transmis par des fibres optiques 308 vers des matrices décalées de photodiodes 310 à auto-balaya- *ge, Les figures 19 et 20 illustrent deux modes de réalisa- tion de l'invention destinés à être utilisés comme un complé- ment de thérapeutique pour en contrôler l'efficacité. Selon la figure 19, une source de rayonnement 350 émet un fais- ceau 352 qui rencontre un malade 356 et traverse une tumeur 360. La partie du faisceau sortant du malade 356 est reçue par un ensemble 362 qui peut comporter un scintillateur, un dispositif de couplage optique et une matrice de photo- 26 24711 78 diodes à auto-balayage, comme celui de la figure lc. Lten- semble 362 est animé d'un mouvement alternatif dans la direction indiquée par les flèches afin de l'exposer succes- sivement aux différentes parties du rayonnement. Sous la forme représentée sur].a figure 20, la source de rayonnement 370 émet un faisceau 372 qui pénètre dans le malade 374 et traverse une tumeur 376, Un rayonnement diffusé passe par un collimateur à fente 382 et rencontre un scintillateur 386. Le faisceau lumineux qui en résulte est dirigé par la lentille 390 vers une matrice de photo- diodes 392 à auto-balayage qui se déplace verticalement d'un mouvement alternatif. Les figures 21 et 22 illustrent d'autres modes encore de réalisation de l'invention s'appliquant à des analyseurs de tomographie axiale par calculateur. Dans ces modes de réalisation, les scintillateurs individuels courants de grande surface, photomultiplicateurs ou autres détecteurs du type courant d'analyseurs à faisceau en éventail sont remplacés par le présent ensemble de scintillateur et de matrices de photodiodes intégrées à auto-balayage de très grande résolution spatiale. Plus particulièrement, la substitution des ensembles de détecteurs à autobalayage tel que celui de la fibare lc, offre des avantages sur les détecteurs existants au xénon ou à scintill.teur- photomultiplicateur séparé. Tout d'abord, cela permet d'obtenir dans le même appareil des images plus détaillées du type plan et des images grossières de sections du corps sans qu'il soit nécessaire d'utiliser un ensemble séparé 214 des figures 12a et 12b. Cela permet également d'obtenir des détails beaucoup plus fins dans les coupes produites par les analyseurs de tomographie axiale par calculateur. Cela ne peut se faire avec les analyseurs actuels dont la résolution spatiale est généralement limitée à ce que permet d'obtenir les dimensions des détecteurs individuels généralement de l'ordre de 2 à 3mm par exemple. Ainsi, il serait Techniquement et économiquement impossible de réaliser 8000 ensembles de scintillateurs et photomulti- plicateurs séparés, qui seraient nécessaires pour obtenir un élémnent de détecteur de 0,Smm pour le dispositif de la figure 20, ou 16.000 de ces ensembles séparés si. une réso- lution de détail de 0,25mm était souhaitée, comparable à ce que permet les combinaisons actuelles d'écran et de film rapideo Sous la forme illustrée par la figure 21, la source de rayonnement 202 émet un faisceau qui est converti en un faisceau en éventail 212 par un collimateur 204 et qui traverse le sujet 210. Le faisceau rencontre ensuite l'en- semble 216 constitué par un scintillateur, un dispositif de couplage optique et une matrice de photodiodes à auto- balayage. Cet ensemble peut être constitué par des éléments tels que ceux de la figure lc. Le scintillateur peut se présenter sous la forme de petites bandes dont les dimen- sions sont 0,5xO,5xO,5iiim. Dans ce mode de réalisation, l'ensemble 216 se présente sous la forme d'un ensemble eireu- laire fixe. De cette manière, un mouvement orbital de la source de rayonnement 202 suivant le cercle en pointillés permet d'exposer le sujet sur 360 0. Dans la forme repré- sentée, l'axe de rotation de la source de rayonnement 202 passe par le sujet 210. Sons la forme de la figure 22, l'ensemble 217 consis- te en un secteur en arc de cercle agencé de manière à tourner ou à osciller en synchronisme avec la source de rayonnement 202, de manière à former une image de ltobjet 210 sur 360 . La figure 23 représente une forme de dispositif de traitement électrique destiné à être utilisé selon l'in- vention. Etant donné que les composants et les séquences de fonctionnement sont classiques et sont bien connus, leur explication détaillée ne semble pas nécessaire. Les matrices de diodes 302 détectent les images optiques provenant du scintillateur par l 'intermédiaire d'un dispositif de couplage optique et convertissent 1'image en un signal électrique. Les diodes sont commandées par une unité de commande 304 et le signal est appliqué à un convertisseur analogique-numerique 306 qui convertit le signal analogique en signaux numériques. Les opérations sont commandées par un multiplexeur 308 et les impulsions numériques sont appliquées à une mémoire de calculateur 310 pour y être mé- morisées. Les signaux mémorisés sont traités numériquement dans le processeur 312 et peuvent être visualisés sur l'é- cran 314; ils peuvent aussi être mémorisés en vue de leur utilisation future dans un dispositif d'emmagasinage 316 par exemple à disques ou à bandes magnétiques, à bande perforée, à tubes à mémoire, ou une mémoire de calculateur numérique, une bande vidéo, des photographies ou des enre- gistreurs de faisceau d'électrons sur bande. Un appareil de prise de vue 320 peut aussi être utilisé pour photogra- phier l'image sur l'écran 314. Il apparaît ainsi que l'invention permet de réaliser un appareil qui améliore la sensibilité au contraste et les détails des systèmes radiographiques, tout en permet- tant de réduire l'exposition au rayonnement. En plus, l'é- quipement est compatible avec les équipements existants de radiographie, par exemple ceux qui sont actuellement utilisés en diagnostic radiologique, et il est peu coûteux à fabriquer et à utiliser. Grâce à ses petites dimensions, l'équipement peut être facilement utilisé et emmagasiné sans les inconvénients qui apparaissent fréquemment avec certains des équipements actuels. L'appareil peut 9tre utilisé dans une large plage de techniques radiographiques médicales courantes et nouvelles faisant intervenir des rayons X permanents ou pulsés, des rayons gamma ou toute autre forme de rayonnement et peut recevoir aussi bien d'autres applications en dehors du contexte médical, par exemple dans des systèmes de sécurité et des essais non destructifs. Les relations de dimensions entre le scintillateur et la matrice de photodiodes à auto-balayage, linéaire ou plane, par exemple rectangulaire, ont été fréquemment il- lustrées dans le contexte de certains dispositifs de couplage optique, mais il est évident que d'autres moyens :peuvent être appliqués, et la plupart des moyens décrits et illustrés dans la présente description peuvent être utilisés de façon interchangeable. En ce qui concerne les dispositifs des tinés à produire i des mouvements mécaniques simples des collimateurs et obtu- rateurs qu'il est bien évident que leur description détaillée n'a pas 6té donnée. L'accent a été placé sur l'utilisation d'un scintilla- teur s6paré physiquement de la matrice de photodiodes à auto-balayage par un dispositif de couplage optique séparé mais il est bien évident qu'éventuellement, une matière à scintillation peut être déposée, revêtue ou laminée di- rectement sur la matrice, la surface de contact constituant alors le dispositif de couplage optique, et cette disposi- tion iait partie expressément de l'invention. A titre d'exemple, des collimateurs a une seule fente ont été décrits mais il est bien évident que pour certaines applications, des collimateurs à plusieurs fentes peuvent aussi convenir. La description s est rapportée de façon spécifique à des sources de rayonnement produisant des rayons X ou des rayons gamma, mais l'invention n'est pas limitée à cette forme de rayonnement, pas plus qu'à d'autres, et par exem- ple des rayonnements particulaires de protons et de mesons peuvent aussi. convenir. Fn ce qui concerne un rayonnement particulier, ainsi que sous d'autres formes, un faisceau de forme générale rectangulaire avec des côtés parallèles peut remplacer un faisceau en éventail.o Ii est également évident que différents moyens peuvent convenir pour établir le mouvement relatif voulu afin d7effectuer] 'exposition au rayonnement. Par exemple, dans le mode de réalisation de la figure la, le sujet 14 peut rester immobile, la source de rayonnement 2, le scintilla- teur 22, la lentille 26 et la matrice 30 étant mobiles. Dans le but de simplifier la description, le rayonne- mient primaire a été illustré dans une orientation verticale ou horizontale, mais il. est bien évident que le présent appareil permet d'utiliser un rayonnement primaire dans une large plage angulaire, y compris toute la plage angulaire de la tomographie axiale par calculateur. Bien entendu, diverses modifications peuvent être appor- tées par l'homme de l'art aux modes de réalisation décrits et illustrés à titre d'exemples nullement limitatifs sans sortir du cadre de l'invention. 2471178' REVENDI CATI ONS0 1 -Appareil de radiographie, caractérisé en ce qu'il comporte une source de rayonnement, un collimateur intercalé entre ladite source de rayonnement et un objet qui doit être exposé au rayonnement, un scintillateur disposé sur le coté dudit objet opposé à ladite source de rayonnement et destiné à convertir ce rayonnement en lumière, une matrice intégrée de photodiodes à auto-balayage qui reçoit la lumière produite par ledit rayonnement et qui émet en réponse des signaux électriques, un dispositif de couplage optique qui couple ledit scintillateur avec ladite matrice de photodiodes à auto-balayage et un dispositif de récep- tion de signaux associé avec ladite matrice de photodiodes à autobalayage, et destiné à mémoriser, à traiter ou à visualiser les informations d'image. 2 - Appareil selon la revendication 19 caractérisé en ce que ledit collimateur comporte au moins une ouverture qui détermine la quantité de rayonnement reçue par ledit objet. 3 - Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce quail comporte un dispositif destiné à produire un mou- vement relatif entre ledit objet et ledit collimateur de manière que les parties dudit objet soient exposées successivement audit rayonnement. 4 - Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que ladite ouverture du collimateur a une forme telle qu'elle permet le passage d'un faisceau de rayonne- ment en forme général d'éventail ou rectangulaire. - Appareil selon la revendication 4, caractérisé en ce que ladite ouverture du collimateur est une fente. 6 - Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce que le dispositif produisant un mouvement comporte un dispositif qui. déplace ledit collimateur pendant que la- dite source de rayonnement ledit objet et ladite matrice de photodiodes à auto-balayage restent immobiles. 7 - Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce que ledit dispositif produisant un mouvement comporte un dispositif qui déplace ladite source de rayonnement et -32 2471178 ledit collimateur tandis que ledit objet, ledit scintilla- teur, ledit dispositif de couplage optique et ladite matrice de photodiodes à auto-balayage restent immobiles. 8 - Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce que ledit dispositif produisant un mouvement comporte un dispositif qui déplace ledit objet pendant que ladite source de rayonnement, ledit collimateur, ledit scintilla- teur, ledit dispositif de couplage optique et ladite matri- ce de photodiodes à auto-balayage restent immobiles. 9 - Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce que ledit dispositif produisant un mouvement compor- te un dispositif qui déplace ladite source de rayonnement ledit scintillateur, ledit dispositif de couplage optique, - ledit collimateur et ladite matrice de photodiodes à auto- balayage pendant que ledit objet reste immobile. - Appareil selon la revendication 9, caractérisé en ce que ledit dispositif produisant un mouvement est agencé de manière à déplacer ladite source de rayonnement et ledit collimateur le long d'un arc, autour d'un centre disposé sur ledit scintillateur, tandis que ledit sciAillateur, ledit dispositif de couplage optique et ladite matrice de photodiodes à auto-balayage restent immobiles. 11 - Appareil selon la revendication -9, caractérisé en ce que ledit dispositif produisant un mouvement comporte un dispositif qui produit un mouvement orbital de ladite source de rayonnement, dudit collimateur, dudit scintilla- teur, dudit dispositif de couplage optique et de ladite matrice de photodiodes à auto-balayage autour d'un axe passant par ledit objet. 12 - Appareil selon la revendication 11, caractérisé en ce que ledit objet est un malade, ledit axe passant dans ledit malade, dans sa direction longitudinale. 13 - Appareil selon la revendication 10, -caractérisé en ce qu'il comporte un dispositif de déplacement d'objet qui produit un mouvement dudit objet le long de Itaxe dudit trajet en arc de cercle. 14 - Appareil selon la revendication 13, caractérisé en ce que ledit dispositif de déplacement d'objet consiste en une table qui supporte un malade humain. - Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que ladite source de rayonnement consiste en un généra- teur de rayons X. 16 - Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit scintil].lateur comporte un écran fluores- cent. 17 - Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit dispositif de couplage optique comporte une lentille intercalée entre ledit scintillateur et ladite ma- trice de photodiodes à auto-balayage, de manière à concen- trer la]aunière dud.it scintillateur sur ladite matrice de photodiodes. 18 - Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit dispositif de couplage optique comporte des fibres optiques associées avec ledit scintillateur et ladi- te matrice de photodiodes à auto-balayage de manière que la lumière émise par ledit scintillateur soit délivrée à la- dite matrice de photodiodes, 19 - Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit dispositif de couplage optique cornporte un miroir réfléchissant. - Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit dispositif de couplage optique comporte un dispositif intensificateur d'image. 21 - Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit dispositif de couplage optique comporte un assemblage direct entre ledit scintillateur et la matrice de photodiodes à auto-balayage 22 Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que ladite matrice de photodiodes _ auto-balayage Consiste en unle matrice linéaire comprenant de l'ordre de 24 à 820 photodiodes par centimètre linéaire. 23 - Appareil selon la revendication 22, caractérisé en ce que ladite matrice de photodiodes à auto-balayage comporte plus d'une matrice linéaire de photodiodes, les- dites matrices étant orientées parallèlement entre elles. 24 - Appareil selon la revendication 15, caractérisé 34 2471 178 en ce que ledit collimateur consiste en une pièce cylindrique creuse avec au moins une fente dans la direction longitudi- nale, montée de manière à tourner ou osciller axialement, ledit collimateur entourant ladite source de rayons X, l'appareil comportant une seconde pièce de forme générale cylindrique avec au moins une fente longitudinale entou- rant ladite matrice de photodiodes à auto-balayage et montée de manière à tourner ou osciller axialement, et un dispositif de synchronisation destiné à coordonner la rotation ou l'oscillation desdites pièces cylindriques de manière qu'un faisceau de rayons X en éventail ou rec- tangulaire sortant d'une fente dudit collimateur cylindri- que traverse ledit objet en y étant partiellement absorbé, et rencontre ensuite ledit scintillateur qui émet de la lumière en réponse, cette lunière passant par une fente de ladite seconde pièce cylindrique pour rencontrer ladite matrice de photodiodes à auto-balayage. - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit dispositif de réception de signaux comporte un dispositif qui produit une image correspondant auxdits signaux électriques reçus de ladite matrice de photodiodes à auto-balayage. 26 -Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit dispositif de réception de signaux comporte un dispositif de mémorisation d'information d'image. 27 - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit dispositif de réception de signaux comporte un calculateur qui modifie lesdits signaux électriques re-. çus de ladite matrice de photodiodes à auto-balayage de manière à améliorer des parties de l'image produite. 28 - Appareil selon la revendication 26, caractérisé en ce que ledit dispositif de mémorisation d'information d'image est choisi dans le groupe comprenant des disques ou des bandes magnétiques, des enregistreurs sur bande à faisceau d'électrons, des bandes numériques, des tubes à mémoire, une mémoire de calculateur numérique, une bande d'enregistrement d'image et des photographies d'une image projetée à partir desdits signaux électriques ou des in- formations qui en sont dérivées. 29 - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte un second collimateur intercalé entre ledit objet et ledit scintillateur. - Appareil selon la revendication 29, caractérisé en ce qu'il comporte un troisième collimateur intercalé entre ledit dispositif de couplage optique et ladite matrice de photodiodes à auto-balayage. 31 - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte un troisième collimateur intercalé entre ledit dispositif de couplage optique et ladite matrice de photodiodes à auto-balayage. 32 - AppFreil selon la revendication 31, caractérisé en ce que ladite matrice de photodiodes à auto-balayage est une matrice lindaire. 33 - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite matrice de photodiodes à auto-balayage est une matrice plane comportant au moins deux rangées paral- lèles et linéaires de photodiodes à auto-balayage. 34 - Appareil selon la revendication 33s caractérisé en ce que ladite matrice de photodiodes à auto-balayage comporte plusieurs rangées parallèles et linéaires de photodiodes à auto-balayage. - Appareil selon la revendication 33, caractérisé en ce que ladite matrice de photodiodes à auto-balayage comporte deux rangées linéaires de photodiodes à auto- balayage, ladite première rangée linéaire étant décalée par rapport à ladite seconde rangée linéaire... 36 - Appareil selon la revendication 35, caractérisé en ce que ledit dispositif de couplage optique est un dis- positif à fibres optiques, lesdites fibres optiques reliant alternativement des parties dudit scintillateur avec une matrice de photodiodes constituée par ladite première rangée et une matrice de photodiodes constituée par ladite seconde rangée de manière que les parties voisines dudit scintillateur soit couplée optiquement avec des photodiodes de rangées différentes. 37 - Appareil selon la revendication 36, caractérisé en ce qutil comporte un carter opaque au rayonnement en- tourant ledit scintillateur, ledit dispositif de couplage 36 - - 2471178 optique et les matrices de photodiodes à auto-balayage, ledit carter comportant une ouverture alignée avec ledit scintil- lateur. - 38 - Appareil selon la revendication 33, caractérisé en ce qu'il comporte un dispositif électrique destiné à exciter des parties de ladite matrice plane de photodiodes à auto-balayage. 39 - Appareil selon la revendication 38, caractérisé en ce qu'il comporte un dispositif destiné à produire un mouvement dudit collimateur, ledit dispositif électrique comportant des dispositifs qui excitent des parties de ladite matrice plane en synchronisme avec le mou ement dudit collimateur. - Appareil selon la revendication 18, caractérisé en ce que-ledit dispositif à fibres optiques présente une section de forme générale rectangulaire, ledit dispositif de fibres optiques étant vrillé de mvnière qu'une première extrémité des fibres en contact avec-ledit scintillateur soit orientée dans une direction perpendiculaire à une seconde extrémité desdites fibres en contact avec ladite matrice de photodiodes à auto-balayage. 41 - Appareil selon la revendication 18, caractérisé en ce que lesdites fibres sont coniques. 42 - Appareil selon la revendication 18, caractérisé en ce que ledit dispositif à fibres optiques a les mêmes dimensions que ledit scintillateur et ladite matrice de photodiodes à auto-balayage, ledit dispositif à fibres optiques comportant des fibres de section transversale uniforme sur toute leur longueur. 43 - Appareil selon la revendication 42, caractérisé en ce que la surface de contact entre ledit scintillateur et ledit dispositif à fibres optiques est pratiquement égale à la surface de contact entre ledit dispositif à -fibres optiques et ladite matrice de photodiodes à auto- balayage. 44 - Appareil de radiographie, caractérisé en ce qu'il comporte une source de rayonnement destinée à exposer un sujet à un rayonnement, un scintillateur disposé sur 37 2471178 le coté dudit sujet opposé à ladite source de rayonnement et destiné a convertir le rayonnement en lumière, une ma- trice intégrée de photodiodes à auto-balayage qui reçoit la lumière produite par ledit rayonnement et qui émet des si- gnaux en réponse, un dispositif de couplage optique qui couple ledit scintillateur et ladite matrice de photodiodes à atlto-balayage et un dispositif de réception de signaux associé avec ladite matrice de photodiodes à auto-balayage pour mémoriser, traiter ou visualiser des informations 1O d'image. - Appareil selon la revendication 44, caractérisé en ce que ledit dispositif de couplage optique est un dis- positif à fibres optiques. 46 - Appareil de radiographie, caractérisé en ce qu'il comporte une source de rayonnement, un scintillateur dis- posé sur le c8té de sortie de l'objet et destiné à conver- tir le rayonnement en lumière, un collimateur intercalé entre ledit-objet est ledit scintillateur, une matrice in- tégrée de photodiodes à auto-balayage destinée à recevoir la lumière produite par ledit rayonnement et à émettre en réponse des signaux électriques, un dispositif de couplage optique qui couple ledit scintillateur avec ladite matrice de photodiodes à auto-balayage et un dispositif de récep- tion de signaux associé avec ladite matrice de photodiodes à autobalayage pour mémoriser, traiter ou visualiser des informations d ' image. 47 - Appareil selon la revendication 46, caractérisé en ce que ladite source de rayonnement est un isotope émettant des rayons gamma disposés à. 'intérieur dudit objet. 48 - Appareil selon la revendication 47, caractérisé en ce que ledit collimateur est une grille collimatrice fine du type fBucky. 119 - Appareil selon la revendication 48, caractérisé en ce que ledit dispositif de couplage optique est un dis- positif à fibres optiques. - Appareil selon la revendication 49, caractérisé en ce que ladite matrice de photodiodes à auto-balayage 38 24711 78 consiste en deux rangées de matrices linéaires étagées. 51 - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il consiste en un appareil à balayage fluorescent, ledit scintillateur étant orienté parallèlement au faisceau de rayonnement collimaté traversant ledit objet et étant positionné de manière à recevoir un rayonnement de fluores- cence dudit objet, un second collimateur étant intercalé entre leditobjet et ledit scintillateur et un filtre à rayons X étant intercalé entre ledit objet et ledit second collimateur. 52 - Appareil selon la revendication 51, caractérisé en ce qu'il comporte en outre un dispositif destiné à pro- duiire un mouvement relatif entre ledit objet et l'ensemble du collimateur et de la source de rayonnement. 53 - Appareil selon la revendication 46, caractérisé en ce que ledit collimateur comporte une ouverture posi- tionnée de manière à ne permettre le passage que du rayonne- ment diffusé sortant dudit objet.