FR 2832220 A1 20030516 FR 0114741 A 20011114 La présente invention concerne un procédé et un dispositif d'imagerie radiologique. Depuis sa première utilisation au début du 20ème siècle, la radiographie a profondément transformé et simplifié le diagnostic de nombre de maladies. Cette technique est basée sur l'absorption par l'organe examiné d'une partie des rayons X émis par une source et l'impression des rayons X complémentaires ayant traversé l'organe en question, sur un écran sensible à ces derniers. Une image en négatif de l'organe examiné est ainsi obtenue. Bien que d'autres techniques d'imagerie (Résonance magnétique nucléaire (RMN), Echographie,..) soient apparues plus récemment, cette radiologie classique représente encore un très grand nombre des actes d'imagerie (diagnostique et prévention) pratiqués actuellement (soins dentaires, fractures, mammographies, pulmonaires, etc...). L'évolution des technologies et surtout des détecteurs, a fait croître de manière significative la finesse d'analyse et la fréquence des examens radiologiques. Les examens radiologiques préventifs (comme par exemple, pour la détection de cancers du sein à un stade précoce) participent à cette augmentation globale du nombre d'expositions aux rayons X auquel un individu est susceptible d'être soumis au cours de sa vie. Il est donc de première importance de réduire la dose de rayonnement X reçue par un patient lors de chaque examen car les rayons X sont des agents mutagènes. Or cette dose d'exposition est directement reliée aux performances des détecteurs de rayons X. Il existe deux catégories de détecteurs de photons X permettant une acquisition directe de l'image sous forme digitale, en plus de la plaque photographique. La première met en oeuvre une couche photosensible (par exemple un phosphore) qui transforme les photons X en photons visibles, lesquels sont ensuite détectés par les techniques applicables à ces derniers. La seconde utilise des matériaux semi-conducteurs qui transforment directement les photons X en électrons. Ces derniers détecteurs ont de nombreux avantages par rapport aux couches photosensibles. Ils permettent en principe l'acquisition d'images à une cadence plus rapide et présentent des performances (efficacité de collection ou sensibilité, bruit, dynamique, vitesse d'acquisition) supérieures. Actuellement, le seul matériau semiconducteur ayant des propriétés électroniques adaptées et l'épaisseur nécessaire (quelques 100 um pour absorber les photons X efficacement) est CdTe. Mais du fait de la faible taille des cristaux disponibles et l'absence de technologie microélectronique, la mise en oeuvre de ce matériau pour faire de l'imagerie X n'est pas possible au niveau industriel. Actuellement une nouvelle génération de détecteurs électroniques grande surface pour l'imagerie médicale arrive. Ceux-ci utilisent un scintillateur, transformant les photons X en photons visibles, qui sont ensuite détectés par une matrice de pixels photoconducteurs réalisées sur une couche de Si amorphe (General Electric, Canon, Trixell). Leur rendement global n'est cependant pas optimal. Ils ne permettent qu'une réduction typiquement d'un facteur 5 de la dose d'irradiation en comparaison avec la plaque photographique. Ces détecteurs ont encore une vitesse d'acquisition de l'image qui est lente (de l'ordre de quelques secondes dues au temps de réponse du scintillateur). Chaque pixel d'un détecteur intègre pendant un temps Te (temps d'exposition ; pour un examen radiologique standard et avec les détecteurs actuels, Te varie entre 10 ms et quelques secondes) le signal instantané S qu'il produit lequel est, en première approximation, proportionnel au flux F de photons X, pour donner une réponse R (une charge électrique, par exemple) proportionnelle au signal intégré. Cette réponse R est donc proportionnelle à la dose reçue par le patient D = F x Te où F et Te dépendent des conditions d'utilisation, du type d'examen pratiqué, de la nature de la source de rayons X et du type de détecteur mis en oeuvre. Le signal instantané S étant de bas niveau, donc difficile à extraire du bruit, il faut l'intégrer sur un temps Te suffisant pour que la réponse R soit exploitable. L'objectif de la présente invention est de proposer un procédé et un dispositif de mesure radiologique simple dans leur conception et dans leur mode opératoire, rapide et économique, permettant de réduire notablement la dose D de photons X reçue par un patient pendant un examen radiologique. Pour cela, on a constaté qu'il est possible d'exploiter les signaux fournis en réponse à une impulsion de rayons X, c'est-àdire à un signal d'excitation bref, de durée tp inférieure à 1 ms. Il est alors possible de soumettre le sujet à un flux cumulé dans le temps plus faible que celui nécessaire avec les dispositifs conventionnels équipés de détecteurs lents nécessitant un signal d'excitation de longue durée, tout en utilisant éventuellement un flux F plus grand. Les avantages d'un tel procédé sont qu'en mode de mesure par intégration, on intègre le bruit du détecteur (courant d'obscurité) sur un temps tp plus court que Te et on augmente ainsi le rapport signal sur bruit. Il permet enfin un autre mode de mesure du signal, i. e. la mesure de l'intensité du courant délivré par le détecteur soumis au flux F. On appelle ici indifféremment, signal d'excitation, flux lumineux ou rayonnement X, le flux de photons auxquels est soumis le sujet ou l'organe que l'on cherche à visualiser. A cet effet, l'invention concerne un procédé de mesure radiologique dans lequel : - on éclaire le sujet avec un flux lumineux produit par une source de rayons X, - on détecte les signaux S issus de l'interaction du flux lumineux avec le sujet au moyen d'un détecteur de rayons X comportant un ensemble de pixels délivrant chacun un signal, - on traite numériquement les signaux S détectés, - on visualise les signaux S, Selon l'invention : - on détecte lesdits signaux S avec un détecteur rapide ayant un temps de réponse tr plus petit que tp et inférieur à 0.1 ms, -on éclaire le sujet par une impulsion ayant une durée tp inférieure à 1 ms, - l'intensité de cette impulsion étant adaptée à la sensibilité du détecteur. L'invention concerne également un dispositif d'imagerie radiologique comprenant : - une source de rayons X émettant un flux lumineux, - des moyens de commande de ladite source, - un détecteur de rayons X comportant un ensemble de pixels détectant les signaux S issus de l'interaction du faisceau lumineux avec le sujet, - des moyens de traitement numérique et de visualisation des signaux S détectés. Selon l'invention : - la source de rayons X est une source impulsionnelle produisant des impulsions ayant une durée tp inférieure à 1 ms ; - les moyens de commande de ladite source permettent de définir la durée et l'intensité de l'impulsion, - le détecteur a un temps de réponse tr inférieur à 0.1 ms. Dans différents modes de réalisation, la présente invention concerne également les caractéristiques suivantes qui devront être considérées isolément ou selon toutes leurs combinaisons techniquement possibles : - le détecteur est un détecteur solide, - le détecteur est un détecteur semi-conducteur à conversion directe des photons en électrons, - le détecteur comporte une couche épitaxiale d'un matériau semiconducteur ayant un numéro atomique élevé et une bande interdite comprise entre 1, 4 et 1, 6 eV, les porteurs de charge (électrons) dudit matériau ayant une mobilité supérieure à 1000 cmv's' et une durée de vie supérieure typiquement à 100 ns, - ladite couche epitaxiale non intentionnellement dopée a une épaisseur d'qui dépend de l'énergie des photons X à absorber et qui est comprise entre 100 um et 1 mm. - la couche épitaxiale est en GaAs, - la couche épitaxiale est en InP, - la couche épitaxiale est en CdTe, -le détecteur est une jonction pli/n dont la zone i est ladite couche épitaxiale, -la gamme d'énergie des photons générés par la source de rayons X est comprise entre 20 et 200 keV. Dans différents modes de réalisation possibles, l'invention sera décrite plus en détail en référence aux dessins annexés dans lesquels : - la figure 1 représente schématiquement le dispositif d'imagerie radiologique, selon l'invention ; - la figure 2 est une représentation schématique des étapes successives 1a), 1b), 1c), 1d), 1e), 1f) et 19) conduisant à la réalisation d'un détecteur de rayons X, dans un mode de réalisation particulier ; - la figure 3 est une représentation schématique du dispositif de croissance de couches épitaxiales, dans un mode de réalisation particulier. Le signal instantané S produit par un détecteur actuel sous un flux F de photons X est faible et de type continu à l'échelle de quelques ms. Ce signal S est donc difficile à extraire du bruit de fond mesuré par le détecteur, lui-même continu à cette échelle de temps. Afin d'obtenir une réponse R du détecteur qui soit significative et exploitable, il faut intégrer le signal S pendant un temps d'exposition Te suffisant avec pour conséquence que le patient reçoit lors de l'acquisition de cette réponse R la dose D = F x Te. L'objectif de la présente invention est de remplacer la réponse R du détecteur par un signal impulsionnel. En mesurant le signal instantané Si pendant une durée Ti petite devant Te, avec un flux de photons Fi, et en détectant ledit signal Si avec un détecteur de rayons X ayant un temps de réponse tr très rapide, on peut alors réduire la dose. En effet, on passe ainsi de la dose D à une dose D, = FixTi où Ti/Te est plus petit que Fi/Fe de telle sorte que Di est inférieure à D. Fi peut être supérieur à F mais reste tel que FxTe > FixTi. A cet effet, le procédé d'imagerie, selon l'invention, comporte les étapes suivantes. On éclaire le sujet avec un faisceau lumineux 1 produit par une source 2 de rayons X. Cette source 2 est une source émettant un flux F de photons dans une gamme d'énergie variable comprise entre typiquement 20 et 200 keV. Le choix de l'énergie des photons est assuré par des moyens classiques de commande 3 de ladite source 2 de rayons X. Le flux de photons 1 correspond à une impulsion ayant une durée tp inférieure à 1 ms. L'intensité de cette impulsion est adaptée à la sensibilité du détecteur. On détecte alors les signaux S issus de l'interaction du flux lumineux 1 avec le sujet 4 au moyen d'un détecteur 5 de rayons X. Ce détecteur 5 comporte un ensemble de pixels délivrant chacun un signal. Ce détecteur 5 a un temps de réponse tr très rapide et inférieur à typiquement 0.1 ms. (Ce temps de réponse tr du détecteur 5 doit être petit devant la durée tp de l'impulsion). Un tel détecteur 5 dont un mode de réalisation est présenté plus bas est avantageusement bon photoconducteur sans avoir nécessairement besoin d'intégrer le signal. Le sujet 4 est éclairé et les signaux S issus de l'interaction du faisceau lumineux 1 avec le sujet 4 mesuré. On traite numériquement les signaux S détectés pour visualiser l'image radiologique. Dans un mode de réalisation préféré, on cherchera à minimiser la dose (D = F x tp) de rayons reçue par le sujet 4 lors de l'analyse radiologique. L'invention concerne également un dispositif d'imagerie radiologique. Le dispositif comprend une source 2 de rayons X émettant un flux 1 lumineux F. Cette source 2 de rayons X comporte une source fonctionnant en régime impulsionnel. Ainsi, l'alimentation haute tension de la source 2 de rayons X classique pourrait être remplacée par un générateur d'impulsion haute tension de puissance plus faible et la source elle-même ne nécessitera plus une anode tournante. Le dispositif comprend également des moyens de commande classique 3 de ladite source 2. Ces moyens de commande 3 permettent de définir la durée de l'impulsion et son intensité. Un détecteur 5 de rayons X permet de détecter les signaux S issus de l'interaction du faisceau lumineux 1 avec le sujet 4. Le détecteur 5 a un temps de réponse tr inférieur à typiquement 0.1 ms. Ce détecteur 5 de rayons X est un détecteur solide à base d'un matériau semi-conducteur permettant de convertir directement les photons en électrons. Dans un mode de réalisation, il comporte une couche épitaxiale 101 d'un matériau semiconducteur ayant une épaisseur d'suffisante pour absorber efficacement les photons X. Dans un mode de réalisation préféré, l'épaisseur d'de la couche 101 dépend de l'énergie des photons X à absorber et elle est comprise entre 100 um et 1 mm. Avantageusement, le détecteur 5 est constitué d'un matériau semiconducteur ayant un numéro atomique élevé et une bande interdite comprise entre 1,4 et 1,6 eV. Les électrons libres dans ledit matériau ont une mobilité supérieure à 1000 crrvs' et une durée de vie supérieure typiquement 100 ns. Le matériau semiconducteur est alors choisi parmi l'un des matériaux suivants : GaAs, InP et CdTe. Selon un mode de réalisation, ce détecteur 5 fait l'objet d'une demande de brevet non publiée de la part de l'inventeur de la présente demande. Cette demande de brevet concerne un procédé et un dispositif de fabrication d'un détecteur électronique 5 en GaAs pour la détection de rayons X pour l'imagerie médicale. D'après la Figure 2, le procédé conduisant à la fabrication de détecteurs 5 de rayons X en GaAs comporte les étapes successives suivantes. La première étape Fig. 2a) consiste en la croissance de couches épitaxiales 101 d'épaisseur d'dépendant de l'énergie des photons à détecter sur un substrat n+ (ou p+) 102. Le matériau source est non intentionnellement dopé : il contient des dopants résiduels de type p et n en concentration 1015-lot6 cm-3 qui sont principalement C et Si respectivement d'après la littérature. Le matériau obtenu contient donc aussi ces impuretés mais dans des proportions différentes car le transport des impuretés dépend de la nature de celles-ci. La croissance du matériau épitaxial 101 résulte d'une méthode visant à supprimer le transport des gaz jusqu'au substrat 102 pour obtenir un taux de croissance très rapide. Pour cela, un matériau source 103 ayant la même composition chimique que le matériau 101 à faire croître (GaAs), donc non intentionnellement dopé et donc dit semi-isolant est porté à une température Tr > 600 C (préférentiellement comprise entre 750 et 850 C). Un gaz réactif 104 (H20, dans un mode de réalisation pour GaAs mais qui peut être aussi utilisé pour InP et CdTe) interagit chimiquement avec le matériau source 103 en créant des produits volatiles. Ces composés volatiles sont transportés par le gradient de pression 105 jusqu'à un substrat n+ (ou p+) 102 porté à une température Tp La couche épitaxiale 101 présente une épaisseur d'suffisante pour absorber efficacement les photons X. Après croissance de la couche epitaxiale 101, on diminue l'épaisseur du substrat 102 par polissage mécano-chimique (étape 2, Fig. 2b)). Dans une troisième étape (Fig. 2c)), on implante des ions Mg+ ou Be+, respectivement Si+, avec des énergies comprises entre 10 et 200 keV (avantageusement autour de 100 keV) et des doses typiques (de l'ordre de 1014 atomes/cm2) pour former une couche 107 contrôlée en dopage (supérieur à 1018 cm-3) de type p+, respectivement n+ sur une épaisseur de quelques centaines de nm. Cette implantation est suivie d'un recuit thermique rapide à une température (environ 850 C) et pendant un temps court déterminé (inférieur à 10s). On a ainsi fabriqué une jonction p+/i/n+. On réalise ensuite des contacts ohmiques 108 (étape 4, Fig. 2d)) sur les deux faces. Cette étape est suivie d'un masquage par photolithographie, décapage chimique ou sec (étape 5, Fig. 2e)) pour former des pixels 109. Ces pixels 109 fabriquées par lithographie sont des surfaces en général de 50 à 150 um carré (pour les applications médicales) faites sur une face ou des lignes de la même dimension sur chacune des faces en quadrature (Fig. 2e)). Ces étapes sont complétées par une passivation des surfaces décapées (par dépôt de nitrure de silicium, par exemple (étape 6, Fig. 2f)) suivie d'une ouverture sur les pixels 109 par un nouveau décapage après photolithographie (étape 7. Fig. 2g)) pour prendre les contacts. Ladite demande de brevet non publiée concerne également un dispositif de fabrication d'un détecteur électronique 5 en GaAs pour la détection de rayons X pour l'imagerie. Dans un mode de réalisation et selon la Figure 3, ce dispositif comprend une enceinte 110, au sein duquel sont disposés des moyens de croissance de couches. Les moyens de croissance de couches sont portés par un trépied 111 constitué de k pieds en acier inox (avec k > 3). Ce trépied 111 permet d'isoler thermiquement l'enceinte 110 du reste du dispositif. Sur ce trépied 111, est montée une première plaque 112 servant de base pour les moyens de croissance. Ces moyens de croissance comprennent une première plaque inerte 113 qui permet d'isoler thermiquement la base 112 des moyens de chauffage. Ces moyens de chauffage comprennent une première chaufferette 114 alimentée en courant par des connections électriques 115. Une première plaquette 116 d'épaisseur de l'ordre du millimètre comprend un conduit 117 pour y insérer des moyens de mesure en température 118. Cette mesure de température commande la régulation en température du dispositif. La première chaufferette 114 permet de porter à une température Tp > 600 C, un substrat n+ (ou p+) 2. Sur ce substrat est posé un anneau 119, inerte dans les conditions expérimentales décrites et d'épaisseur d de l'ordre de quelques millimètres. Il sépare et isole thermiquement le substrat n+ (ou p) 102 du matériau source 103. Une seconde chaufferette 120 alimentée en courant 121 permet de porter le matériau source 103 à une température Tr > Tp. La différence de température entre Tr et Tp est préférentiellement supérieure à 50 C. Une seconde plaquette 122 d'épaisseur de l'ordre du millimètre comprenant un conduit 123 pour y recevoir moyens de mesure en température 124 pour contrôler et réguler la température de la seconde chaufferette 120. Les cordons d'alimentation et de mesure 118', 115', 121'et 124'se référent aux éléments du dispositif portant le numéro correspondant. Une seconde plaque 125 est posée sur la plaquette 122 et sert à isoler thermiquement la plaque 126 et l'enceinte 110 des moyens de chauffage. Cette seconde plaque 126 de part le poids qu'elle exerce, favorise également des conditions de dépôt uniforme en assurant un contact étroit entre l'anneau inerte 119, le substrat n+ ou p+ 102 et le matériau source 103 lors du chauffage. La structure d'un élément (pixel) du photodétecteur 5 décrite dans le mode de réalisation particulier précédent est une jonction dite p/i/n. Dans un autre mode de réalisation, la structure du photodétecteur 5 est une barrière de Schottky. Le dispositif de mesure radiologique comporte également une électronique de lecture des signaux sur les pixels ainsi que des moyens de traitement numérique 6 de ces signaux S pour en faire une image sur des moyens de visualisation 7. Dans un mode de réalisation, ces moyens de visualisation comprennent un écran d'ordinateur. Ce procédé peut avantageusement être utilisé pour tout examen radiologique (mammographies, soins dentaires,...). Le procédé décrit devrait conduire à une diminution significative de la dose d'irradiation X reçue par un sujet par rapport aux techniques conventionnelles. REVENDICATIONS 1. Procédé d'imagerie radiologique dans lequel : - on éclaire le sujet (4) avec un flux lumineux (1) produit par une source de rayons X (2), - on détecte les signaux S issus de l'interaction du flux lumineux (1) avec le sujet (4) au moyen d'un détecteur de rayons X (5) comportant un ensemble de pixels délivrant chacun un signal, - on traite numériquement les signaux S détectés, - on visualise les signaux S, caractérisé en ce que, - on détecte lesdits signaux S avec un détecteur rapide (5) ayant un temps de réponse tr plus petit que tp et inférieur à 0.1 ms, -on éclaire le sujet par une impulsion ayant une durée tp inférieure à 1 ms, - l'intensité de cette impulsion étant adaptée à la sensibilité du détecteur. 2. Dispositif d'imagerie radiologique comprenant : - une source de rayons X (2) émettant un flux lumineux (1), - des moyens de commande (3) de ladite source (2), - un détecteur de rayons X (5) comportant un ensemble de pixels détectant les signaux S issus de l'interaction du faisceau lumineux (1) avec le sujet (4), - des moyens de traitement numérique (6) et de visualisation (7) des signaux S détectés, caractérisé en ce que : - la source de rayons X (2) est une source impulsionnelle produisant des impulsions ayant une durée tp inférieure à 1 ms, - les moyens de commande (3) de ladite source (2) permettent de définir la durée et l'intensité de l'impulsion, - le détecteur (5) a un temps de réponse tr inférieur à 0.1 ms. 3. Dispositif d'imagerie radiologique selon la revendication 2, caractérisé en ce que le détecteur est un détecteur solide. 4. Dispositif d'imagerie radiologique selon la revendication 3, caractérisée en ce que le détecteur est un détecteur semi-conducteur à conversion directe des photons en électrons. 5. Dispositif d'imagerie radiologique selon la revendication 4, caractérisé en ce que le détecteur comporte une couche épitaxiale (101) d'un matériau semiconducteur ayant un numéro atomique élevé et une bande interdite comprise entre 1,4 et 1,6 eV, les porteurs de charge (électrons) dudit matériau ayant une mobilité supérieure à 1000 cm2v-1s-1 et une durée de vie supérieure typiquement à 100 ns. 6. Dispositif d'imagerie radiologique selon la revendication 5, caractérisé en ce que la couche épitaxiale (101) non intentionnellement dopée a une épaisseur d'qui dépend de l'énergie des photons X à absorber et qui est comprise entre 100 um et 1 mm. 7. Dispositif d'imagerie radiologique selon l'une des revendications 5 ou 6, caractérisé en ce que la couche épitaxiale (101) est en GaAs. 8. Dispositif de mesure radiologique selon l'une des revendications 5 ou 6, caractérisé en ce que la couche épitaxiale (101) est en InP. 9. Dispositif d'imagerie radiologique selon l'une des revendications 5 ou 6, caractérisé en ce que la couche épitaxiale (101) est en CdTe. 10. Dispositif de mesure radiologique selon l'une des revendications 2 à 9, caractérisé en ce que le détecteur est une jonction p/i/n dont la zone i est ladite couche épitaxiale (101). 11. Dispositif de mesure radiologique selon l'une des revendications 2 à 10, caractérisé en ce que la gamme d'énergie des photons générés par la source de rayons X (2) est comprise entre 20 et 200 keV.