FR 2521781 A1 19830819 FR 8301765 A 19830204 Convertisseur d'images radiologiques. La présente invention concerne un convertisseur d'images radiologiques, du type comportant un écran susceptible d'être excité par des rayons en vue de la mémorisation ou l'accumulation d'électrons luminescents ou optiques et auquel sont associés des moyens pour l'illumination par balayage et des moyens pour convertir le résultat de l'illumination en signaux électriques, ainsi qu'un dispositif pour convertir le train de signaux d'image ainsi obtenu en une image visible. Un tel dispositif est par exemple décrit dans le brevet US NO 3 975 637. Des images radiologiques qui, en mettant en oeuvre des écrans, par exemple des écrans qui sont appliqués, en tant qu'écrans amplificateurs contre un film, possèdent un bruit local important, et, comparativement à une prise de vue photographique ou à une prise de vueélectroradiograpriauetune faible résolution locale. Ces deux phénomènes proviennent de la structure granulaire ou tramée de la couche de substance luminescente . Pour éviter cet inconvénient, on peut faire appel à un système tel qu'il est décrit dans le brevet US NO 3 975 637, mentionné ci-dessus. Dans un tel dispositif, on mémorise ou accumule avec des rayons X dans l'écran, d'abord des électrons luminescents ou optiques.A cet effet, on utilise, en règle générale, un écran luminescent qui comporte une substance luminescente phosphorescente susceptible d'illumination avec de la lumière infrarouge. Pour produire l'image, on lit alors leécran-mémoire avec un rayon laser infrarouge.La résolution locale et de contraste est alors améliorée, si l'on se rapporte aux "mêmes" substances luminescentes, c 'est-à-dire des substances luminescentes de même absorption effective du rayonnement X, de même répartition des grosseurs des grains et des mêmes propriétés optiques: La résolution locale est améliorée du fait que la diffusion de la lumière émise, due auxgrairsde la substance luminescente ou à d'autres structures ne joue plus aucun rôle car la lumière émise et déclenchée par le rayon laser est enregistrée par un récepteur de grande surface, que l'emplacement est déterminé par le rayon laser et que la réso lution est déterminée par la largeur du rayon la ser.La résolution locale n'est plus déterminée que par le rayon d'action des électrons optiques rapides produits par les quantas de rayons X, de même que par la largeur du rayon laser de balaya ge. La résolution de contraste est améliorée car le bruit local qui est dû habituellement dans le cas de films à ses grains d'argent, est supprimé. L'invention a pour objet d'améliorer, dans le cas d'un convertisseur d'images radiologiques du type rappelé en tête du présent mémoire, l'image du point de vue du bruit local, de la résolution du contraste et de la résolution locale. Selon l'invention, la solution de ce problème est caractérisée par le fait que l'écran est en une couche de substance de mémorisation ou d'accumulation entièrement homogène. Du fait de la mise en oeuvre de couches de mémorisation homogènes, on obtient l'amélioration souhaitée. D'une part, les rayons d'action effectifs des électrons optiques rapides dans des couches homogènes, c'est-à-dire dans des couches faites avec un matériau compact, sont notablement plus courtes que dans un ma tériau granuleux. Lors du balayage avec un rayon laser ayant une largeur d'environ 20 lum, ce rayon d'action participe de ce fait à la résolution locale. Dans des couches faites avec un matériau de mémorisation homogène , le rayon d'action effectif plus faible donne une résolution améliorée en raison de l'absorption effective élevée du matériau compact . C'est dans la même direction qu'agit en outre la diffusion pratiquement évitée du rayon laser dans un matériau homogène. Le bruit local et la résolution de contraste sont améliorés, car la quantité de lumière produite par l'éléitent d'image ne varie qu'en fonction du nombre de quantas de rayons X absorbés et que la statistique de la conversion des quantas de rayons X en quantas de lumière ne joue pratiquement aucun roule dans les substances luminescentes utilisées du fait que le nombre des quantas lumineux produits par le quantas de rayons X est notablement supérieur à 1. Une substance de mémorisation ou d'accumulation complètement homogène ne possède donc plus aucun bruit local qui, habituellement est produit par: a) l'absorption de rayons X variable, due aux grains (nombre, grandeur et position des grains), b) les pertes variables lors de l'absorption de la lu mière dans sa progression à travers la couche de mé morisation granulaire, et c) la conversion, variable du fait de la présence des grains, des quantas de rayons X en lumière (dépen dant du rendement en fonction de la grandeur des grains). La suppression du bruit local signifie que la résolution du contraste ne dépend plus que de 1' absorption des quantas de rayons X, c'est-à-dire du nombre statistiquement variable des quantas de rayons X absorbés, ce qui présuppose un rendement lumineux qui n'est pas trop faible. Un exemple pour un monocristal est l'oxyde mixte de bismuth-aermanium (Sil2GeO20) tiré suivant une surface d'un seul tenant. Un exemple pour un écran par évaporation à structure homogène est par exemple le iodure de césium dopé au thallium (Tl), qui est déposé par évaporation sur un substrat chauffé à au moins 2500.Un écran à iodure de césium homogène peut également être réalisé par du iodure de césium fondu, par frittage d'une couche de iodure de césium précédemment granuleuse, par laminage d'une couche granuleuse d'une couche de iodure de césium ou par moulage d'une couche, également préparée de cette manière et constituée par des cristaux de iodure de césium. Des fissures dans des couches homogènes faites avec du iodure de césium, peuvent pratiquement être supprimées par polissage, car le iodure de césium est plastique. Ces couches ne doivent pas s'assembler par croissance en une couche monocristalline. Ce qui est important c'est qu'elles ne présentent pas de fissures intérieures. D'autres détails et avantages de l'invention ressortiront de la description donnée ci-dessous d'un exemple d'exécution pris avec les figures. Dans la figure 1, on a représenté schématiquement un dispositif convertisseur d'images radiologiques et dans la figure 2 on a montré unerealisation modifiée du point de vue de la disposition de la prise de vue. Dans la figure 1, on a désigné par la référence 1 une source de rayons X à partir de laquelle un faisceau de rayons 2 traverse un patient 3. L'image radiologique ainsi produite arrive sur un dispositif de prises devue- 4, réalisé selon l'invention. Ce dispo- sitif 4 est constitué par une électrode 5 constituée par un support réalisé avec une tle d'aluminium de 2 mm d'épaisseur, par une couche semiconductrice en fonction de la lumière, désignée par la référence 6 et par une couche de mémorisation de l'image radiologique 8 qui porte contre la couche 6, avec interposition d'une électrode 7. Les deux électrodes 5 et 7 sont reliées par des conducteurs 9 et lO, de meme que par l'intermédiaire d'un interrupteur à contacts lIa et llb, à une source de tension 12. En outre, les conducteurs 9 et 10 sont reliés à une résistance 13 et à un amplificateur 14. Celui-ci est relié par l'intermédiaire d'un convertisseur analogique-numérique 15 à un appareil de traitement 16 pour les signaux d'image qui, par ailleurs, sont en liaison avec un dispositif de balayage 17 à partir duquel part un rayon laser 18 qui balaye la couche de mémorisation 8 du dispositif de prises de vue. Dans la constitution du dispositif 4, et comme cela est indiqué par 4' dans la figure 2, les couches 6 et 8 peuvent également être inversées. Mais il est nécessaire qu'aussi bien la couche 6 que les électrodes 5" et 7 soient transparentes pour le rayon laser 18. L'électrode 5 de la forme de réalisation selon la figure 1 n'est utilisée que comme support 5' du dispositif 4 de l'agencement stratifié constitué par 5' à 8'. L'appareil 16 comporte un microprocesseur 19 dans lequel arrive le signal du convertisseur analogique-numérique 15. Par le microprocesseur 19, un signal de commande est appliqué, par l'intermédiaire d'un con ducteur 20, au dispositif de balayage pour la commande du déplacetent de balayage du rayon 18. En outre, le signal est transmis par une connexion 21 à la mémoire 22, partir de laquelle le signal est amené, par 1' intermédiaire d'un conducteur 23, à une calculatrice 24. Finalement, le signal arrive, par l'intermédiaire d'un conducteur 25, à un moniteur de télévision 26 où il est transformé, sur un écran 27, en une image visible qui peut être observée. Une image mémorisée du patient 3, produite dans la couche-mémoire 8 par le faisceau de rayons X 2 peut etre transformée, à l'aide du rayon 18 en une image lumineuse qui est transformée sous la forme d' un point lumineux contenant le signal image. Ce signal lumineux agit alors sur la couche semiconductrice 6 qui est située entre les électrodes 5 et 7 qui sont portées à une tension de 100 V. Par l'action du point lumineux, on produit, en fonction de l'intensi- té lumineuse, dans le semiconducteur photoélectrique 6, un courant photonique, en sorte que, par l'intermédiaire des conducteurs 9 et 10, de même que par 1' intermédiaire de l'interrupteur 11 et de la résistance 13, un signal d'image peut atteindre l'amplificateur 14.Après passage du convertisseur 15, et traitement, en soi connu,de l'appareil 16, la radiographie du patient peut alors apparaître sur l'écran 17 du moniteur 26. Le dispositif pour le traitement de l'image et de télévision indiqué dans l'appareil 16, peut, de façon connue en soi, et comme cela est par exemple indiqué dans "Röntgenpraxis" 6 (1981) pages 239 à 246 être réalisé dans la technique radiologique-numérique. On peut ainsi obtenir des modifications supplémentaires de la luminosité, du contraste etc. de l'image radiologique En plus de la transmission directe, décrite ci-dessus, de l'image lumineuse produite à l'aide du rayon de balayage 18 sur la couche semiconductrice 6, on peut réaliser également une transmission obtenue par exemple par des dispositifs optiques de couplage. Pour produire un train de signaux susceptiblesd'être visualisés sur l'écran 27 du moniteur 26, l'image de balayage peut par exemple être photographiée à l'aide d'une caméra de télévision ou être transformée à l'aide d'un multiplicateur d'électrons qui est accouplé à la couche 8. De tels dispositifs sont par exemple décrits dans le brevet US NO 3 975 637 indiqué ci-dessus. Lors de la constitution du stratifié du dispositif de prisesde vue 4 ou 4', il est avantageux d' utiliser un support 5 ou 5' qui présente une rugosité sur le côté contre lequel porte le stratifié. Cette rugosité doit être inférieure à 5 um, afin d'éviter qu'intervienne une perturbation de la qualité de la reproduction. REVENDICATIONS 1. Convertisseur d'images radiologiques, du type comportant un écran susceptible d'être excité par des rayons X en vue de la mémorisation ou l'accumulation d'électrons luminescents ou optiques et auquel sont associés des moyens pour l'illumination par balayage et des moyens pour convertir le résultat d'il lumination en signaux électriques, ainsi qu'un dispositif pour convertir le train de signaux d'image ainsi obtenu en une image visible, caractérisé p#ar le fait que l'écran est une couche d'une substance de mémorisation entièrement homogène. 2. Convertisseur d'images radiologiques selon la revendication 1, caractérisé par le fait que la substance de mémorisation est constituée par une couche monocristalline tirée à partir du germanate de bismuth. 3. Convertisseur d'images radiologiques selon la revendication 1, caractérisé par le fait que l'écran est constitué par du iodure de césium déposé par évaporation et transparent. 4. Procédé pour réaliser un écran pour la mise en oeuvre dans un convertisseur selon la revendication 3 caractérisé par le fait que le iodure de césium est déposé par évaporation sur un support qui, pendant l'évapora- tion est chauffé à au moins 2500C. #5. Procédé selon la revendication 4, caractéri sé par le fait que l'évaporation est réalisée sur un support ayant une rugosité inférieure à 5 um.