FR 2597613 A1 19871023 FR 8605644 A 19860418 Dispositif pour l'acquisition d'une image de contraste d'un objet placé dans un faisceau de radiations ionisantes La présente invention concerne un dispositif pour l'acquisition d'une image de contraste d'un objet placé dans un faisceau de radiations ionisantes. Elle s'applique plus particulièrement à la réalisation d'appareils d'imagerie en rayonnement ionisants. Un procédé actuellement très utilisé pour obtenir une image par contraste d'un objet soumis à des radiations ionisantes consiste à former l'image sur un film radiographique. Outre le fait que le développement du film est d'une relative complexité, les images obtenues sont peu contras10 tées et la taille non négligeable des clichés (40 x 40 cm) rend le procédé coûteux. D'autre part, sa résolution est largement surdimensionnée pour les besoins de la radiothérapie, une erreur de 5 mm dans la position du champ à irradier se traduisant par une variation de 3% de la dose absorbée pour des photons de I Mev. Certains laboratoires utilisent des prototypes de xéroradiographie, mais la dynamique obtenue n'est pas suffisante. Quant à la fluoroscopie qui consiste à transformer sur un écran des photons de rayons X en photons visibles, - d'une part, celle-ci suppose une place importante sous le lit du 20 patient, pour loger un réducteur optique, d'o il résulte des difficultés de mise en oeuvre et des coûts d'installation élevés, et d'autre part, celle-ci met en oeuvre une méthode de mesure qui demande un temps d'intégration important et qui ne tient pas compte du fait que lorsque les radiations ionisantes sont obtenues à partir d'un canon 25 à électrons, comme en radiothérapie, le flux de photons est délivré sous forme de flashes brefs et intenses. Ceci se traduit par un éblouissement du dispositif et consécutivement par une perte de contraste. Le but de l'invention est de pallier les inconvénients précités. A cet effet, l'invention a pour objet, un dispositif pour l'acquisi30 tion d'une image de contraste d'un objet placé dans un faisceau de radiations ionisantes émis par une source de radiations, l'objet irradié étant interposé entre la source de radiations et le dispositif caractérisé en ce qu'il comprend au moins un réseau de guides de lumière émetteurs de photons sous l'effet des radiations, les guides de lumière d'un réseau étant assemblés de manière à. recouvrir la surface d'un plan à peu près perpendiculaire à l'axe du faisceau de radiations, chaque réseau pouvant être décalé angulairement autour de l'axe du faisceau, ainsi que, des capteurs photoélectriques placés en regard des extrémités des guides de lumière. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront 10 ciaprès à l'aide de la description qui va suivre faite en regard des dessins annexés qui représentent: - la figure 1, un mode de réalisation du dispositif selon l'invention; - les figures 2, 3 et 4 des modes d'assemblage des capteurs de 15 lumière du dispositif représenté à la figure 1. Le dispositif selon l'invention qui est représenté à la figure 1, comprend, un assemblage 1 de guides de lumière 2 maintenus parallèles entre eux selon une direction ox dans un même plan perpendiculaire xoy à laxe 3, d'un faisceau 4 de radiations ionisantes émises par une source de 20 radiation 5 sous la forme, par exemple, d'une source de radiothérapie. Selon des modes de réalisation possibles de l'invention, un des guides de lumière peut être constitué de façon connue par un assemblage de fibres optiques scintillantes, de fibres optiques à transfert de fréquence et de manière générale par tous dispositifs équivalents susceptibles d'émettre à 25 ses extrémités un flux de photons lorsqu'il est irradié par le faisceau 4. L'assemblage I de guides de lumière 2 est animé d'un mouvement de rotation autour de l'axe 3 au moyen d'un moteur pas à pas 6 ou tout dispositif équivalent susceptible d'entrainer sous la source 5 un plateau 7 sur lequel est fixé P'assemblage 1 des guides de lumière 2. Le moteur pas à 30 pas 6 est commandé par une logique de commande 8. La source 5 produit des flashes de radiations sous la commande d'un séquenceur 9. Le séquenceur 9 est également relié à la logique de commande 8 pour commander les pas d'avancement du moteur pas à pas 6 en synchronisme avec les flashes de la source 5 et assurer la prise des informations 35 fournies par les guides de lumière en synchronisme avec le déplacement de rassemblage des guides de lumière. L'objet 10 irradié dont on veut obtenir Pimage des contrastes aux radiations, est interposé entre la source S et l'assemblage 1 des guides de lumière. Des capteurs 11 sont placés en regard d'une extrémité de chacun des guides de lumière pour convertir en signaux électriques le signal lumineux reçu pour différentes positions angulaires, ces capteurs 11 étant reliés par un cordon de conducteurs, éventuellement à un connecteur ou prise de courant 12 fixé sur le plateau 7, à des moyens de transmission extérieurs, pour transmettre par tous moyens appropriés non représentés, les signaux obtenus à Pl'extérieur du 10 dispositif. Sur la figure 1 la source 5 et le moteur 6 sont fixés sur un même chassis 13. Selon un autre mode de réalisation non représenté, les capteurs pourront être fixés directement sur le chassis 13. Dans ce cas, pour des commodités de réalisation le plateau 7 pourra avoir la forme d'un disque ou d'un cylindre, placé à l'intérieur d'une couronne portant sur sa 15 périphérie interne la suite continue des photodiodes 11. La transmission optique peut alors être obtenue directement, au cours du passage des extrémités des guides de lumière devant les photodiodes placées à l'interieur de la couronne, en synchronisme avec la commande de rotation du moteur pas à pas 6. Egalement suivant d'autres modes de réalisation de l'invention il sera tout aussi possible de réaliser des assemblages de plusieurs réseaux plans, juxtaposés, de guides de lumière décalés angulairement les uns par rapport aux autres, ce qui pourra avoir l'avantage de réduire, voire supprimer le nombre de décalage angulaire à faire subir aux réseaux. Un mode d'assemblage de fibres optiques pour former les guides de lumière 2 est représenté à la figure 2. Dans ce mode d'assemblage les guides de lumière sont constitués par des fibres optiques 14 identiques juxtaposées dans l'Pépaisseur du guide. A titre d'exemple chaque fibre pourra avoir un diamètre de 0,5 mm, un assemblage de 8 x 8 fibres pouvant ainsi former une section 15 de guide de 16 mm2. Par opposition à ce qui existe déjà, le dispositif selon l'invention n'acquiert pas d'informations sur des pixels ou points de l'image mais sur des lignes de l'image. En effet, chacun des guides de lumière, sous l'influence du faisceau de radiations incidentes, émet à ses extrémités un 35 flux de photons, visible ou non, proportionnel au flux de photons incidents. Chaque guide de lumière constitue ainsi une ligne de l'image, et le flux de photons visibles obtenus est proportionnel à la somme des flux de photons X incidents appliqués sur l'ensemble des pixels qui composent la ligne. En négligeant les pertes de transmission du guide de lumière, l'intensité 5 lumineuse produite en sortie d'un guide de lumière peut être représenté par la relation L + 2 1s(y) = j.lI(x,y).dx (1) L étant rintensité lumineuse obtenue en sortie du guide de lumière d'ordonnée y parallèle à l'axe ox I(x,y) étant l'intensité lumineuse créée par ionisation de chaque point d'abscisse x dans un guide de lumière d'ordonnée y L désignant la longueur du guide de lumière et a étant un coefficient de proportionnalité entre le nombre de photons créés en un point de coordonnées (x,y) et le nombre de photons 15 correspondants en bout du guide de lumière. En tenant compte des pertes de transmission, a est égal à a(X). En rapprochant la relation (1), de celle connue suivante, donnant la variation d'intensité d'un faisceau de rayons X lors de radiographie par SCANNER LogI-= L li(x,y)dl(2) i0 o 10 désigne l'intensité du faisceau incident, et I désigne l'intensité du faisceau existant au niveau du récepteur situé derrière le patient, on peut constater qu'à condition de faire une acquisition d'informations similaire à celle réalisée pour le SCANNER, les mêmes algorithmes de reconstruction 25 que ceux du SCANNER peuvent être utilisés pour reconstruire Pimage, à la différence simplificatrice, cependant, que dans l'invention, la géométrie de l'acquisition est parallèle alors qu'elle est conique pour le SCANNER. A titre cd'exemple, des algorithmes de ce type sont décrits dans les j ouvrages suivants: - BROOKS R. and DICHIRO G., Principles of computer tomography (CAT) in radiographic and radioisotopic imaging, Phys. Med. Biol., 21, 689, 1976. - HERMAN, G.T., Image reconstruction from projections: The Fundamental of Computerized Tomography, Academic Press, New York, 1980. Un mode de fonctionnement d'un dispositif selon l'invention est décrit ci-après dans l'hypothèse o, celui-ci est utilisé dans un appareil de radiothérapie délivrant une dose de 300 rad/mn sous la forme d'impulsions de 5 microsecondes à la fréquence 100 Hz, de photons d'énergie 6 Mev ce qui correspond pour chaque impulsion à une dose 300 1 D = -0. xT = 5.104 J3/Kg (3) et à un flux de photons 0p de 1,28107 cm-2 ayant traversé un p patient, d'épaisseur moyenne 30 cm. En supposant que, d'une part, les guides de lumière sont formés par des fibres scintillantes, de 0,5 mm, constituées essentiellement de carbone de densité voisine de 1 et de pouvoir d'absorption voisin de celui du polystyrène, et que ces guides sont 15 capables de délivrer en leur sortie 12 photons de longueur d'onde 450 -9 m lorsqu'ils sont traversés par un électron cobalt de 1,7 MeV et que d'autre part, chaque guide de la lumière a une longueur de 40 cm et une section Se égale à 4 x 4 mm soit 16 cm2 et est réalisé avec un assemblage de 8 x 8 = 64 fibres pour former une ligne d'image avec une résolution de 20 4 mm, chaque ligne d'image ainsi constituée voit arriver un nombre No de photons incidents tel que No = Op x Se soit 1,28107 x 16 photons. (4) p e le nombre Na de photons interagissant avec la fibre vérifie la relation: Na = No0 x (I - EXP(iPL)) (5) o L est l'épaisseur de la ligne et li un coefficient qui dépend du coefficient datténuation et du mode dassemblage des fibres constituant une ligne. En supposant que la ligne est uniformément remplie de fibres, ce qui est le cas si l'on prend des fibres de petit diamètre, l'expression (3) 30 donne pour L = 4mm et i = 2,7410-2 cm 1, N = 2,23 x 106 photons d'énergie 6 Mev. a Par analogie avec le comportement de l'eau on doit s'attendre à ce que parmi les photons inter-agissant, 10% créent une paire électron- positron o Pélectron a une énergie moyenne de 3,99 Mev et que les autres accélèrent un électron Compton jusqu'à une énergie voisine de 1 MeV. Comme un électron, traversant 0,5mm de fibre crée 12 photons de longueur d'onde 450 10-9 m au bout de 40 cm en perdant une énergie de 5 8,9310-2 MeV, un électron dénergie 4 MeV en perdant toute son énergie crée, après 40cm de fibre, - x 10 x 12 photons soit 532 photons et un électron d'énergie 1 MeV en crée par conséquent 134. On peut ainsi obtenir dans ces conditions en bout de ligne un nombre de photons N = (10-1 x 532 + 910 -1 x 134) Na de longueur d'onde 10 450 10-9 m sur 16 mm2, en 5 lPs. soit N = 3,88 x 108 photons. A titre indicatif, en s'imposant un contraste de 1% par pixel, un dispositif selon rl'invention ayant les caractéristiques précédemment indiquées peut, au bout d'une ligne composée par exemple de 100 pixels,.AN détecter une variation relative a -N = 10-4. Soit ANc = 3,8810 photons Si d'autre part, on suppose, que les photons de longueur d'onde 450 10-9 m émis par Pabsorption des électrons obéissent à une statistique poissonnienne, la fluctuation correspondante s'établit à VFa --1,97104 20 photons, en-dessous du contraste souhaité. Le rendement en photons très élevé, qui est ainsi obtenu rend possible l'utilisation de simples détecteurs à photodiodes pour la formation des capteurs 11 et à titre indicatif, ces capteurs pourront être constitués par des photodiodes du type connu sous la référence BPW34, commercialisées par la société SIEMENS. En cours d'exploitation normale le dispositif qui vient d'être décrit peut effectuer des mesures de 5 lis espacées entre elles de 10 ms, chaque mesure fournissant une information sur une barette de 100 capteurs. Ceci rend possible, par exemple, la reconstruction d'une matrice de 128 x 128 points avec 110 mesures pour des positions allant de 0 à 220 degrés au pas 30 de 2 degrés, avec une vitesse de rotation du moteur pas à pas de 0, 56 tour/seconde. Des sensibilités par rapport au bruit supérieures à 20 dB peuvent également être obtenues, celles-ci pouvant d'ailleurs être améliorées en disposant par exemple les capteurs photoélectriques 11, non plus que d'un seul côté, mais des deux côtés des guides de lumière, ou en 35 disposant un miroir à l'extrémité opposée de celle o est situé chacun des capteurs. L'exemple qui vient cd'être donné d'un mode préféré de réalisation de rinvention n'est pas limitatif et notamment, en ce qui concerne l'assemblage des guides de lumière, il sera possible d'envisager d'autres types d'assemblage comme le montrent les figures 3 et 4. En effet, à 5 résolution égale plutôt que dutiliser dans le mode de réalisation de la figure 2 des fibres identiques 14 de diamètre 0,5mm, ce qui en fait 8 x 8 pour une section 15 de ligne de 4 x 4mm2, il pourra être avantageux d'utiliser des fibres 14 de plus gros diamètre, comme le montre la figure 3, combinées avec des fibres de plus petit diamètre pour assurer un 10 remplissage optimal donc une bonne efficacité. Une meilleure efficacité peut encore être obtenue en augmentant l'épaisseur de la ligne, à largeur donc à résolution constante. Cependant le taux de couplage d'une ligne à l'autre risque de s'accroître et il faudra en conséquence blinder de façon connue les lignes entre elles avec un matériau absorbant de photons et 15 réfléchissant les photons visibles. Comme à volume égal, le nombre de photons absorbé par ligne dépend de la densité du matériau absorbant on pourra encore augmenter rl'efficacité d'absorption, en utilisant des fibres à coeur liquide comme représenté à la figure 4. Il faudra cependant pondérer cette absorption par une diminution de l'efficacité de conversion 20 électron-photon à la longueur d'onde de 450 10-9 m. Encore, selon une autre variante de réalisation, plutôt que d'utiliser des fibres scintillantes il sera tout aussi possible d'utiliser des fibres à transfert de fréquence, noyées dans un scintillateur. Celui-ci, s'il est réalisé par exemple en oxysulfure de Gadolinium peut être beaucoup plus 25 dense et présenter par conséquent une meilleure efficacité. Cependant il ne guide pas la lumière. Pour éviter la diffusion d'une ligne à l'autre il faudra cloisonner les lignes par des miroirs optiques ce qui confinera la lumière. Celle-ci sera ensuite guidée par une ou plusieurs fibres à transfert de fréquence qui absorbera les photons bleus pour émettre et 30 guider les photons verts. Le principe invoqué ici peut s'appliquer de manière plus générale à toutes les configurations entrant dans les cadres suivants: 1) soit pour recueillir une information à deux dimensions, par exemple, une modulation spatiale d'un faisceau de particules ou de 35 photons, un champ électromagnétique, etc... z, 12 e 2) soit dans le cadre cPun détecteur monodimensionnel, dont la surface sensible est équivalente à une ligne droite, une ligne brisée, courbe etc..., pouvant recueillir une résultante sous la forme dune somme, somme pondérée, etc... des informations présentes le long de la ligne qu'il occupe dans l'espace. Alors, dans ces conditions, N détecteurs monodimensionnels, ne se recouvrant pas au sens de la projection selon une direction perpendiculaire à la surface o se trouve Pinformation à deux dimensions, et placés dans un dispositif autorisant 'ensemble à prendre N positions irréductibles les 10 unes aux autres au sens des algorithmes de reconstruction, permettront toujours, de la façon décrite précédemment, de reconstruire une matrice N x N représentative de Finformation à deux dimensions. REVENDICATIONS 1. Dispositif pour l'acquisition d'une image de contraste d'un objet (10) placé dans un faisceau de radiations ionisantes (4) émis par une source de radiations (5), l'objet irradié (10) étant interposé entre la source de radiations et le dispositif, caractérisé en ce qu'il comprend un réseau de 5 guides de lumière (2) émetteurs de photons sous l'effet des radiations, les guides de lumière (2) d'un réseau étant assemblés de manière à recouvrir la surface d'un plan à peu près perpendiculaire à l'axe du faisceau (3) de radiations, chaque réseau pouvant être décalé angulairement autour de l'axe du faisceau (3), ainsi que des capteurs photoélectriques (11) placés en 10 regard des extrémités des guides de lumière. 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens (6) de mise en rotation pas à pas des guides de lumière (2) autour de l'axe du faisceau (3). 3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que les 15 signaux d'informations fournis par les capteurs photoélectriques (11) sont transmis en synchronisme avec la rotation pas à pas des guides de lumière (2). 4. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 2 et 3, caractérisé en ce que la source de radiations (5) émet par flashes 20 successifs en synchronisme avec la mise en rotation pas à pas des guides de lumière (2). 5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que les guides de lumière sont constitués par des assemblages de fibres optiques scintillantes (14). 6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications I à 4, caractérisé en ce que les guides de lumière sont constitués par des assemblages de fibres optiques (14) à transfert de fréquence. 7. Dispositif selon la revendication 6, caractérisé en ce que les fibres à transfert de fréquence sont noyées dans un scintillateur réalisé en 30 oxysulfure de Gadolinium. 8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que les guides de lumière (2) sont constitués par des fibres optiques à coeur liquide. 9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que chaque guide de lumière est constitué par un assemblage de fibres optiques de diamètres différents. 10. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que les guides de lumière (2) sont séparés entre eux avec un matériau absorbant de photons et/ou réfléchissant les photons visibles. Il. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que les moyens (6) de mise en rotation pas à pas sont commandés en synchronisme avec les flashes d'une source de radiothérapie. 12. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que des capteurs sont disposés à chaque extrémité des guides de lumière. 13. Dispositif selon l'une quelconque des revendications I à 11, caractérisé en ce qu'un miroir est placé à l'extrémité opposée à celle o 15 est situé chacun des capteurs (11) sur les guides de lumière (2).