FR 2536652 A1 19840601 FR 8317418 A 19831102 " Installation de diagnostic à faisceau de radiation L'invention concerne une installation de diagnostic à faisceau de rayonnement s'utilisant, dans le domaine de l'électronique médicale, pour obtenir des images de pénétration agrandies de divers organes par une technique de radiographie perfectionnée. I1 existe un certain nombre de dispositifs de radiographie en rayons X satisfaisant les besoins des physiciens, c'est-à-dire permettant d'observer des foyers sans détruire les organes pendant le diagnostic, ces dispositifs étant très largement utilisés à l'heure actuelle. Les techniques de tomographie par calculateur permettant d'observer des organes dans un espace à trois dimensions, sont également très largement utilisées. D'autre part, les organes d'un corps humain peuvent être fixés par 10 % de formol, découpés en feuilles minces, colorés par de l'éosine hématoxyline, et observés au moyen d'un microscope optique permettant d'obtenir des images agrandies de ces organismes au niveau de la cellule. Un microscope optique ne peut s'utiliser que pour des spécimens observables en transparence, de sorte que ces spécimens doivent être déc-oupés en feuilles très minces En d'autres termes, on ne peut obtenir une image agrandie que d 9 organes dont l'épaisseur peut être traversée par de la lumière visible. La micro-angiographie ne peut s'appliquer qu'à un spécimen extrait de l'organisme. I1 existe un grand besoin de pouvoir observer des images agrandies d'organes sans destruction de ces organes, en les irradiant, après avoir injecté un agent de contraste dans leurs vaisseaux sanguins. Les techniques permettant d'observer ces images n'ont pas encore été développées. L'invention a pour but de créer une installation de diagnostic à faisceau de rayonnement permettant d'agrandir la partie voulue de l'image radiographique primaire avec un facteur d'agrandissement arbitraire, sans destruction de ces organes - A cet effet, l'invention concerne une installation de diagnostic à faisceau de radiation, installation caractérisée en ce qu'elle comprend une source de faisceau de radiation ;; un grossissement radiographique comprenant une enveloppe cylindrique sous vide, une couche photo-électrique formée sur une première surface de fond de cette enveloppe, une couche de phosphore formée sur une seconde surface de fond placée contre la première surface de fond, un scintillateur destiné à transformer l'image de pénétration de rayonnement en une image optique correspondante pouvant être transformée en un signal électrique par utilisation de la couche photoélectrique, un dispositif optique permettant de coupler à la couche photo-électrique l'image en rayons X transformée par le scintillateur, une première et seconde bobine de focalisation placées autour de l'enveloppe cylindrique sous vide, des moyens de production d'un champ électrique permettant d'accélérer les électrons produits par la couche photo-électrique vers la couche de phosphore, un dispositif de déviation permettant de dévier les électrons produits par la couche photo-électrique, et un circuit de production de courants de focalisation permettant de déterminer le facteur d'agrandissement de l'image formée sur la couche de phosphore en réglant les courants d'alimentation de la première et seconde bobine de focalisation avec une relation théorique donnée entre ces courants, et le scintillateur étant disposé de manière à recevoir le faisceau de radiation ayant traversé l'objet sur lequel tombe de faisceau de radiation issu de la source de radiation une caméra de détélévision sur la couche photo-électrique de laquelle on projette une partie arbitraire ou la totalité de l'image optique formée sur la couche de phosphore du grossissement radiographique, cette image optique étant balayée en fonction de la partie arbitraire ou de la.tota- lité de l'image à reproduire ; et un écran de télévision destiné à reproduire les signaux vidéo émis par la caméra de télévision. Une partie arbitraire de l'image optique formée sur la couche de phosphore de l'agrandisseur radiographique, est projetée sur la couche photo-électrique de la caméra de télévision avec un facteur d'agrandissement qu'on peut modifier suivant une relation théorique prédéterminée, et l'image agrandie peut être observée sur une installation de télévision en circuit fermé. L'invention utilise des rayons X de nature telle qu'ils présentent des coefficients de pénétration différents suivant les différents organes, même si le contraste optique n'est pas aussi élevé entre les différents organes. On peut ainsi observer les images agrandies en rayons X en utilisant l'agrandisseur radiographique, selon l'invention, après avoir injecté du baryum (valable pour les organes digestifs) dans les organes internes, ou après avoir injecté un agent de contraste iodé (valable pour les vaisseaux sanguins) dans les vaisseaux sanguins. Lorsque les coefficients de pénétration des rayons X sont respectivement différents pour les organes digestifs et pour les vaisseaux sanguins (dans le cas de la moelle osseuse), ou lorsque les coefficients de pénétration des rayons X peuvent se modifier par injection d:un agent de contraste, on peut observer les images agrandies de ces organes. L'invention sera décrite en détail au moyen des dessins ci-joints dans lesquels - la figure 1 est un schéma par blocs d'une forme de réalisation d'une installation de diagnostic à faisceau de radiation selon l'invention - la figure 2 est un schéma par blocs de l'agrandisseur radiographique utilisé dans l'installation de diagnostic à faisceau de radiation de la figure 1 et - la figure 3 est un graphique représentant le facteur d'agrandissement en fonction des courants des 1ère et 2ème bobines de focalisation de grossissement radiographique. Sur la figure 1, on utilise une source ponctuelle de rayons X comme source de faisceau de rayonnement. Il est préférable que les rayons X soient émis à partir d'un point dans un espace de structure géométrique. Cependant ce type de source ponctuelle est irréalisable et l'on doit donc utiliser comme source ponctuelle 1 une source de faisceau de rayons X de 50 à 60 microns de diamètre. On peut trouver sur le marché, comme source ponctuelle de rayons X 1, un tube à rayons X produits par collision d'un faisceau d'électrons contre une anode réfléchissante, ce faisceau d'électrons passant à travers une zone de faible section (point de petite taille). On peut utiliser pour cela un tube à rayons X de type normal si l'on ne se sert que de la com- posante parallèle du faisceau de rayons X, au centre du faisceau divergent. Un tube à rayons X- de grande puissance fournit une densité d'énergie de rayons X très élevée, de sorte qu'on peut n'utiliser que la composante effective du faisceau passant à travers un très petit collimateur. Une petitelentille de collimateur réduit les risques d'exposition du corps humain aux rayons X. On peut utiliser un dispositif d'observation d'organes permettant, selon lart antérieur ; d'observer des objets avec un grand facteur d'agrandissement, pour n'observer seulement qu'une petite partie de l'objet, de l'ordre de 2 mm2 par exemple, servant de spécimen. Le but de l'invention peut être atteint en projetant dans le scintillateur 5, au moyen d'un faisceau très mince, un signal d'image en deux dimensions contenant la plus grande partie de l'information. Dans cette forme de réalisation de l'invention, le tube 1 constituant la source ponctuelle de rayons X émet les rayons X, lorsque le faisceau d'électrons accéléré par une énergie de 50 mA sous 60 kV avec une section de 50 microns de diamètre, vient frapper la cible de tungstène. Une ouverture circulaire est ménagée au centre de la plaque d'écran en plomb 2. L'ouverture percée dans la plaque d'écran 2 a un diamètre de 10 mm et se situe à 150 mm de la cible du tube à rayons X 1. L'objet 3 est irradié par les rayons X émis par le tube 1 et passent à travers l'ouverture. L'angle d'irradiation des rayons X est d'environ quatre degrés pour l'observation. La droite reliant le point d'émission de rayons X du tube 1 au centre de l'ouverture de la plaque d'écran 2 sera appelée ci-après ligne axiale. Sur la figure 2 représentant en détail le grossissement radiographique, ùne enveloppe de verre formant le corps principal du grossissement radiographique, est constituée par un cylindre de 50 mm de diamètre et 300 mm de longueur. La première surface de fond de l'enveloppe de verre sous vide, est obtenue en utilisant une plaque de fibres optiques 6, et le scintillateur 5 est formé sur cette première surface de fond. L'axe du scintillateur 5 coincide avec la ligne axiale et la sur face de ce scintillateur 5 est perpendiculaire à la ligne axiale. Une couche photo-électrique à grande sensibilité, constituée par une couche mince d'antimoine, de calcium, de sodium et de césium présentant une large o o plage de sensibilité entre 4000 A et 8000 A, est formée du coté intérieur de la première surface de fond. Une image en rayons X comprenant lVinfor- mation tirée de l'objet dont l'image est projetée sur le scintillateur 5, est transformée par ce scintillateur 5 en une image optique pouvant être transformée en une image électrique correspondante. Les fibres optiques constituant la plaque de fibres optiques 6, sont disposées avec un pas de 4,5 microns. Le scintillateur 5 est constitué par une couche active en sulfure de plomb, dopé à l'argent, avec une 2 teneur de 7,5 mg de PbS : Ag/100 mm2 de surface active. La plaque de fibres optiques 6 constituant la première surface de fond forme un dispositif optique permettant de transmettre la lumière du scintillateur 5 à la couche photo-électrique 7. L'électrode de grille 9 placée contre la couche photo-électrique 7, et l'électrode cylindrique 10 placée sur la paroi intérieure, sont toutes deux disposées à l'intérieur de l'enveloppe de verre. L'électrode de grille 9 est placée parallèlement à la couche photo-électrique 7, et l'écart entre les deux est de 5 mm. L'électrode cylindrique 10 est placée le long de la paroi cylindrique intérieure de l'enveloppe sous vide, et un mince film d'aluminium est formé entre l'électrode de grille 9 et la couche de phosphore 8. Cette couche de phosphore 8, de couleur bleue, présentant une longueur d'onde de crête de 0,46 micron, est formée sur la paroi intérieure de la seconde surface de fond de l'enveloppe de verre sous vide. On utilise des moyens de production de champ électrique ou champ accélérateur 16, pour amener les électrodes aux potentiels convenables, ainsi que pour accélérer les électrons émis par la couche photo-électrique 7 vers la couche de phosphore 8. La couche photo-électrique 7 est réglée à un potentiel de -7 Kvolts. La couche de phosphore 8, l'électrode de grille 9, et l'électrode cylindrique 10 sont mises à la masse Les première et seconde bobines de focalisation 11 et 12 sont disposées autour de l'enveloppe cylindrique sous vide. La première bobine de focalisation 11 est placée sur l'enveloppe sous vide, le long de celle-ci, au voisinage de la couche de phosphore 8, avec un décalage de 20 mm à partir du centre dans un espace compris entre la couche photo-électrique 7 et la couche de phosphore 8. La seconde bobine de focalisation 12 est placée sur l'enveloppe sous vide, le long de ceile-ci, au voisinage de la couche de phosphore 8, avec un décalage de 150 mm à partir du centre dans un espace compris entre la couche photo-électrique 7 et la couche de phosphore 8.Les deux courants passant dans les première et seconde bobines de focalisation 11 et 12 sont fournis par le circuit de production de courants de focalisation 13, et déterminent le facteur d'agrandissement de l'image formée sur la couche de phosphore 8. On peut ainsi modifier le facteur d'agrandissement sans déplacer le plan de focalisation. Le facteur d'agrandissement de l'image est égal à l'unité pour un courant de 400 mA passant dans la première bobine de focalisation 11 et un courant de 200 mA passant dans la seconde bobine de focalisation 12. Pour un courant de 1300 mA passant dans la première bobine de focalisation 11 et un courant de O mA passant dans la seconde bobine de focalisation 12, le facteur d'agrandissement de l-image devient égal à 6. Quand on fait varier les courants passant dans ces bobines suivant la relation théorique indiquée sur la figure 3, on modifie de façon continue le facteur d agrandissement dans la plage comprise entre l'unité à 6. D'autre part deux paires de bobines de déviation 14 sont disposées autour de l'enveloppe cylindrique sous vide, de manière à dévier les électrons. Quand un courant de 1 ordre de O à 500 mA passe dans chacune des deux paires de bobines de déviation 14, les photo-électrons émis par un point arbitraire de la couche photo-électrique 7, viennent tomber sur le point correspondant de la couche de phosphore 8. La source de courant de déviation 15 alimente en courant la paire de bobines de focalisation 11 et 12, et les deux paires de bobines de déviation 14. On utilise une lentille de relais 20 pour former une image sur la seconde couche photo-électrique de la caméra de télévision 17 en projetant, sur la seconde couche photoélectrique, une image provenant de la couche de phosphore 8 du grossissement radiographique 4. Un tube vidicon de formation d'image utilisant une cible d'intensification d'image au silicium (CIS), est utilisé pour la caméra de télévision 17. Ce tube vidicon muni de sa cible d'intensification d'image au silicium (CIS) peut former une image d'intensité lumineuse réduite à partir de la couche de phosphore 8, tandis que l'objet est exposé à une faible énergie de rayons X. Dans les expériences réalisées par les inventeurs, une plaque de micropassages était utilisée dans le grossissement radiographique 4. I1 s'est avéré dans ce cas qu'un tube de formation d'image, classique pour une grande variété d'applications, pouvait effectivement s'utiliser très- efficacement. La source de courant de déviation 18 de la caméra de télévision 17 peut fournir un courant de balayage en forme de dent de scie classique, ainsi qulun autre courant de balayage de faible amplitude, au tube de formation d'image de la caméra de télévision 17. On peut ainsi balayer la totalité de la surface de la seconde couche photo-électrique ou une partie seulement de cette surface. Un récepteur de télévision 19 est utilisé pour reproduire sous forme d'image es signaux vidéo émis par la caméra de télévision 17. On décrira ci-après un exemple de fonctionnement de l'installation de diagnostique çi-dessus. L'opérateur doit d'abord commencer par allumer tous les interrupteurs de mise en marche de tous les dispositifs pour que ceux-ci soient prêts à fonctionner, puis placer ensuite l'objet 3 dans la position voulue. I1 est préférable que le circuit 13 d'alimentation en courants de focalisation envoie respectivement des courants de 400 mA et 220 mA dans les bobines 11 et 12, comme indiqué au point P de la figure 3, de manière à régler le facteur d'amplification à la valeur unitaire. Le faisceau d'électrons situé au centre de la couche photo-électrique 7 doit venir frapper le centre de la couche de phosphore 8 lorsqu'aucun courant n'est envoyé par la source de courant de déviation 15 dans les bobines de déviation 14. Une onde en dent de scie de courant de déviation verticale de 500 mA d'amplitude, et une onde en dent de scie de courant de déviation horizontale de 800 mA d'amplitude, sont envoyées par la source de courants de déviation 18 dans les bobines de déviation, de manière à balayer la totalité de la surface de la seconde couche photo-électrique du tube de formation d image. Un faisceau de rayons X provenant de la source ponctuelle du tube à rayons X 1, est projeté sur l'objet 3. On peut alors faire apparaltre la totalité de l'image de l'objet 3 sur l écran de télévision 19. L'observation de la totalité de la surface de l'objet apparaissant sur l'écran de télévision 19 permet de trouver le point à tester.Des courants de déviation convenables peuvent être envoyés par la source de courants de déviation 18 aux bobines de déviation du tube de formation d'image, de façon que le point à analyser vienne se placer au centre de l'écran de télévision 19. Lorsqu'on fait varier les courants passant dans la première et seconde bobine de focalisation 11 et 12 de manière à tendre vers le point S de la courbe de la figure 3, le facteur d'agrandissement de l'image sur la couche de phosphore 8 augmente progressivement. On peut ainsi agrandir une image quelconque sur l'écran de télévision 19 Pour les images de plus grande taille, la source de courants de déviation de la caméra de télévision 17 peut envoyer aux bobines detdéviation des ondes en dents de scie standard de courant de balayage, tout en réduisant les amplitudes effectives par limitation de la durée de balayage à 1/5e de sa valeur nominale. Cela permet d'agrandir 6 x 5 = 30 fois l'image formée sur l'écran de télévision 19, par rapport à l'image en rayons X formée sur le scintillateur 5. EXEMPLE 1 On injecte du baryum dans les veines d'un objet 3 constitué par un foie extrait sur une souris. Ce foie est ensuite fixé au formol et découpé en feuilles minces de 1 mm d'épaisseur. Une feuille ainsi découpée est placée à 1000 mm du point d'émission des rayons X, sur la ligne axiale. On effectue ensuite les expériences suivantes (a) En balayant la totalité de la surface de la couche photo-électrique de la caméra de télévision avec un facteur d'agrandissement réglé à la -valeur unité dans le grossissement radiographique, on observe sur l'écran de télévision des vaisseaux sanguins de 100 microns de diamètre ainsi que des vaisseaux sanguins de diamètres relativement plus importants. (b) En balayant la totalité de la surface de la couche photo-électrique de la caméra de télévision avec un facteur d'agrandissement réglé à la valeur 1,2 dans le grossissement radiographique, on observe sur l écran de télévision des vaisseaux sanguins de diamètre inférieur à 100 microns, ainsi que des vaisseaux sanguins de diamètres relativement plus importants. (c) En b-alayant la totalité de la surface de la couche photo-électrique de la caméra de télévision avec un facteur d'agrandissement réglé à la valeur 2,5 dans le grossissement radiographique, on peut s'assurer visuellement que des vaisseaux sanguins de 30 microns de diamètre se ramifient danb l'organisme. (d) En balayant la moitié de la longueur normale de la couche photo-électrique de la caméra de télévision avec un facteur d'agrandissement réglé'à la valeur 2,5 dans le grossissement radiographique, le facteur d'agrandissement total étant de 5, on peut confirmer l existence des glomérules rénaux ét des sinusoïdes hépatiques. EXEMPLE 2 La rate extraite d'un corps humain constituant l'objet 3 est fixée au formol et découpée en feuilles minces de 1 mm d'épaisseur. Une feuille ainsi découpée est placée à 1000 mm du point d'émission des rayons X, sur la ligne axia-le. (a) En balayant la totalité de la surface de la couche photo-électrique de la caméra de télévision avec un facteur d'agrandissement réglé à 1,2 dans le grossissement radiographique, on observe sur l'écran de télévision la totalité de l'image du granule de thorotraste déposé sur la rate extraite du corps humain. (b) En balayant la totalité de la surface de la couche photo-électrique de la caméra de télévision avec un facteur d!agrandissemènt réglé à 2,5 dans le grossissement radiographique, on observe facilement sur l écran de télévision les granules désordonnés. (c) En balayant la totalité de la surface de la couche photo-électrique de la caméra de télévision avec un facteur d'agrandissement réglé à 6 dans le grossissement radiographique, on observe sur l'écran de télévision les granules ou "polliwog" chacune ayant une largeur de 150 /um. L'installation de diagnostic à faisceau de rayonnement selon l'invention qui vient d'être décrite ci-dessus permet d'obtenir les avantages ci-après. Cette installation permet d'observer sur un écran de télévision l'image obtenue par pénétration des rayons X dans un objet irradié par une source ponctuelle de faisceau de rayonnement. Cette installation utilise une grande variété de techniques modernes d'ame- lioration de contraste, comme par exemple les techniques bien connues d'observation en transmission d'une image obtenue en rayons X. Selon l'invention, le grossissement radiographique permet d'obtenir sur un écran de télévision, grâce à une caméra de télévision, une image visible formée par les électrons émis par un scintillateur dans une couche de phosphore, cette image étant d'amplitude variable. Le grossissement radiographique utilise des moyens permettant de se servir d'une partie arbitraire de la couche de phosphore pour former une image sur l'écran de télévision. La résolution de la couche photo-électrique est excellente et permet, en fait, d'agrandir sans perte de résolution une image formée sur le scintillateur. On remarquera cependant que la résolution de la couche de phosphore est très inférieure à celle de la couche photo-électrique du tube de caméra de télévision si les images obtenues sur la couche de phosphore sont agrandies optiquement, et qu'on ne peut maintenir constante la résolution du scintillateur. Pour faciliter la compréhension, l'observation des spécimens extraits est décrite sur des exemples. L!invention, cependant, se caractérise par le fait qu'on observe les images agrandies d'organismes traversés par les rayons X sans destruction de ces organismes, mais ne se caractérise pas par ces spécimens d'organismes particuliers. REVENDICATIONS 10) Installation de diagnostic à fais eeau de radiation, installation caractérisée en ce qu elle comprend une source de faisceau (1) de radiation ; un grossissement (4) radiographique comprenant une enveloppe cylindrique sous vide, une couche photo-électrique formée sur une première surface de fond de cette enveloppe, une couche de phosphore (8) formée sur une seconde surface de fond placée contre la première surface de fond, un scin- tillateur (5) destiné à transformer l'image de pénétration de rayonnement en une image optique correspondante pouvant etre transformée en un signal électrique par utilisation de la couche photo-électrique (7), un dispositif optique permettant de coupler à la couche photo-électrique (7) limage en rayons X transformée par le scintillateur (5), une première et seconde bobine (11, 12) de focalisation placées autour de'l'enveloppe cylindrique sous vide, des moyens de production d'un champ électrique permettant d'accélérer les électrons produits par la couche photoélectrique (7) vers la couche de phosphore (8), un dispositif de déviation permettant de dévier les électrons produits par la couche photo-électrique (7), et un circuit de production de courants de focalisation permettant de déterminer le facteur d agrandissement de l'image formée sur la couche de phosphore (8) en réglant les courants d'alimentation de la première et seconde bobine (11, 12) de focalisation avec une relation théorique donnée entre ces courants, et le scintillateur (5) étant disposé de manière à recevoir le faisceau de radiation ayant traversé l'objet sur lequel tombe le faisceau de radiation issu de la source de radiation ; une caméra de télévision sur la couche photo-électrique de laquelle on projette une partie arbitraire ou la totalité de l'image optique formée sur la couche de phosphore (8) du grossissement (4) radiographique, cette image optique étant balayée en fonction de la partie arbitraire ou de la totalité de l'image à reproduire ; et un écran de télévision destiné à reproduire les signaux vidéo émis par la caméra de télévision (17). 20) Installation-de diagnostic à faisceau de rayonnement selon la revendication 1, caractérisée en ce que la source defaisceau de radiation est constituée par un tube de production d'un faisceau de radiation d'origine ponctuelle, et par une plaque d'écran (2) percée d'une ouverture. 30) Installation de diagnostic à faisceau de rayonnement selon l'une quelconque des revendications 1 et 2, caractérisée en ce qu'une source de courant de déviation destinée à balayer le faisceau d'électrons sur la couche photo-électrique (7) de la caméra de télévision (17), fournit un courant de sortie permettant d'obtenir une largeur de balayage variable.