FR 2935066 A1 20100219 FR 0804566 A 20080812 Tube monoscopique produisant un faisceau dédoublé des rayons X isospectraux. 1. Domaine technique L'invention concerne un nouveau mode de réalisation du tube à rayons X stéréographique, 5. générateur stéréoscopique des rayons isospectraux. Ce tube à rayons X fonctionne exclusivement en double rayonnement d'exposition à partir d'un seul foyer d'anode. Comme le tube stéréoscopique multiscan, elle s'applique non seulement à l'imagerie d'absorption des rayons X, en métrique 4D {x,y,z,t}, tout comme aux dispositifs d'acquisition 2D, 3D et 4D de l'imagerie de transmission des Rayons X de la Radiologie diagnostique et industrielle, mais égale- 10. ment en imagerie phase-sensible de la même métrique 4D {x,y,z,t}, tel qu'en faisceau monochromatique d'une ligne de lumière du synchrotron ainsi qu'en microscopie ou polychromatique en Stéréoscanographie, en microtomographie, en imagerie maxillo-dentaire (Stéréo-orthopantomographie) en relief, en Stéréo-Ostéodensitométrie et en Stéréo-Mammographie en relief sur capteur non cloisonné. Elle a des applications industrielles de conver- 15. sion de la vision monoscopique 2D de l'état de l'art en vision stéréoscopique 3D et 4D, notamment. 2. Etat de la technique antérieure 2.1. Bases physiques du Radiodiagnostic 20. De la découverte de Rôntgen à nos jours, la technique des appareils de radiologie a considérablement évolué, cependant les principes de base restent les mêmes. L'imagerie radiologique médicale conventionnelle et l'art radioscanographique actuel repose essentiellement sur les différentielles des coefficients d'atténuation linéaire entre les différents tissus pour produire les différences en flux des photons incidents sur le détecteur des RX. 25. 2.1.1. Tube radiogène monoscopique 2.1.1.1. Principe général Le rayonnement X (RX) monoscopique est en principe obtenu par la collision avec une cible unique d'un faisceau d'électrons fortement accélérés par une différence de potentiel entre 5. filament et cible. La quantité de rayonnement Q est liée à la différence de potentiel (ddp) V, à l'intensité I, au temps t, et au nombre atomique Z du corps constituant la cible par la formule Q=K.Z.I.t.V2 [2-1] (K étant ici une valeur de correction dépendant des unités employées). 2.1.2. Éléments constitutifs du tube RX Nous prenons comme modèle un tube à anode tournante, qui est le système en vigueur depuis Rôntgen et toujours obligatoirement utilisé aujourd'hui en Radiodiagnostic. 2.1.2.1. Ampoule de verre 15. L'ampoule maintient un vide poussé là où le déplacement des électrons ne doit rencontrer aucun obstacle. Le verre doit résister à des températures très élevées provenant du filament et surtout du plateau anodique. 2.1.2.2. Le filament Les électrons sont libérés par le filament porté à une température élevée (effet Edison). 20. Cet effet thermo-ionique d' Edison correspond à la constitution d'un nuage d'électrons autour d'une structure chaude. Le nombre d'électrons croît avec la température et la surface émissive. Compte tenu de la différence de potentiel entre le filament (cathode) et le plateau anodique, la totalité des électrons libérés par le filament traverse l'espace filament - cible et constitue le courant du tube mesuré et affiché en mA. 25. Le réglage de l'intensité dans le tube est donc assuré par la température du filament, elle même fonction de l'intensité aux bornes du filament cathodique. Alimentés par des filaments de surface émissive différente, gros et petit foyer permettant une puissance différente. - Les tubes sont ordinairement équipés de 2 foyers, donc de deux filaments de dimensions différentes destinés aux deux pistes d'une même anode unique, en monoscopie (cf. figure 1). 30. - Au filament est également connecté le pôle négatif de la Haute Tension. 10. 2.1.2.3. La pièce de concentration du faisceau d'électrons Le faisceau d'électrons (rayonnement cathodique) qui frappe la cible sur l'anode (foyer électronique) doit être concentré sur une surface réduite (0,6mm x 2mm de côté pour le petit foyer) et non pas se disperser sur toute la surface du plateau anodique. Cette concentration est 5. obtenue en disposant le filament au fond d'une pièce métallique, portée au potentiel négatif convenable pour repousser vers le centre du faisceau cathodique les électrons négatifs, 2.1.2.4. La cible électronique du faisceau cathodique d'un tube à RX La cible électronique, source du rayonnement X, zone de collision avec le faisceau d'électrons, portée par l'anode tournante doit répondre à plusieurs contraintes simultanées : 10. - températures élevées (1000 à 1500 degrés Celsius) puisque l'énergie en jeu pour chaque cliché (kV x mA x t) est très importante ; - forces mécaniques consécutives à la rotation d'anode (3000 à 9000 tours I minute soit 100 à 200 fois l'accélération de la pesanteur en périphérie d'anode tournante) ; - changements thermiques brutaux lors de l'utilisation qui ne dure qu'une fraction de seconde 15. pour une puissance élevée. D'autre part, le numéro atomique doit être élevé pour améliorer le rendement émissif de sorte que seul le tungstène (Wo, dont Z = 74) ou un alliage Tungstène-Rhénium (Z = 75) répond à ces conditions particulières. 2.1.2.5. Le plateau anodique du disque d'anode d'un tube à RX 20. Le plateau anodique qui supporte la cible, monté sur un disque et un axe de rotation joue : û un rôle de masse ayant une capacité d'accumulation thermique de l'énergie introduite de manière discontinue, lors de chaque cliché ; û un rôle de source de dissipation de cette quantité de chaleur ; û un rôle de conducteur électrique (anode) ; et 25. û un rôle de support mécanique de la piste en rotation rapide. Le plateau ou piste focal du disque d'anode peut être constitué de tungstène en bloc massif, ou au contraire d'une association composite de graphite ou molybdène, au Tungstène (par exemple, comme suggéré pour le tube multiscan : piste de tungstène sur disque de graphite). Le diamètre du plateau mesure 70 à 120 mm pour les modèles courants des tubes RX. 2.1.2.6. Le moteur d'entraînement du plateau anodique. Le plateau anodique tourne à 3000 ou 9000 tlm, entraîné par un axe, lui-même lié au rotor du moteur situé dans l'ampoule de verre ; des roulements à billes de grande qualité permettent généralement un fonctionnement adéquat, malgré les contraintes thermiques, Les tubes les 5. plus récents, tel le SGB, ont de ce point de vue des portées de technologie très complexe. Le stator du moteur est disposé a l'extérieur de l'ampoule : le courant nécessaire pour accélérer le plateau à 9000 tim en un temps bref (1 à 1,5 seconde) représente environ 400 V et 10 A (4 kW) ; donc une source de chaleur non négligeable, lorsque l'entraînement d'anode est inutilement prolongé dans le cas de roulement à billes (pas dans le système SGB), 10. Après le cliché, l'anode peut soit s'arrêter progressivement, soit être freinée par un courant inverse avec perte relative de temps, lequel temps est mis a profit par le refroidissement. 2.1.2.7. La gaine du tube à RX La gaine métallique qui contient l'ensemble du tube joue les rôles suivants : û protection mécanique et électrique : moyen de support de l'ensemble, base de fixation du 15. diaphragme ou des localisateurs ; û protection contre le rayonnement X : le rayonnement utile sort par une fenêtre limitée ; dans toutes les autres directions la gaine réduit à une dose très faible ; û évacuation de la chaleur provenant de la cible, de l'anode. L'huile minérale contenue entre gaine et ampoule a pour rôle l'équilibre des températures 20. entre ces divers éléments. L'évacuation de chaleur de la gaine peut se faire par convection de l'air entourant la gaine, mais aussi lorsque des énergies importantes sont en jeu tel qu'en vasculaire (DSA), en radioscanographie et table télécommandée) grâce à une circulation d'eau, d'huile ou d'air forcé par un ventilateur. A partir de ce modèle de description, un grand nombre des modes connus correspondant à 25. des besoins différents dans l'art de réalisation du tube à rayons X sont possibles : û radiologie courante osseuse ou pulmonaire : la puissance n'est pas cruciale ; û radiologie vasculaire soumettant à une charge élevée pour une série et à une charge cumulée lors de séries multiples du plateau anodique : nécessité d'un plateau anodique lourd et d'une gaine à grande dissipation thermique ; û radioscannographie où le problème est celui de charges répétitives et de clichés de charge instantanée élevée : implique de très grandes capacités thermiques et particulièrement avec les radioscanographes à rotation continue et à acquisition hélicoïdale (MDCT). û certaines techniques spéciales nécessitent un foyer fin (0,1 mm) 5. û mammographie : tube avec cible électronique en molybdène ; û scopie pulsée ou graphie vasculaire : tube avec grille comparable dans le principe à celui d'une triode qui contrôle le passage des électrons. 2.1.3. Les problèmes de chaleur dans le tube à Rayons X 10. Le tube RX est l'élément fragile de l'installation radiologique. Très coûteux, il s'use et les maladresses de manipulation que l'on peut rencontrer dans des situations très banales (vasculaire ou radiologie digestive) peuvent le détruire. Quelques minutes d'emploi maladroit peuvent coûter 10.000 à 80.000 euros. La connaissance de ces problèmes techniques est donc une nécessité. Mais plus encore, trouver le moyen par une technologie innovante de ne 15, pas pousser en pratique quotidienne le tube dans ses limites, est le but de cette invention-ci. 2.1.3.1. Les énergies mises en jeu dans le tube à RX Prenons le cas banal d'une radioscannographie en coupe fine (2 mm). Une telle coupe exige : 120 kV x 300 mA x 2 secondes = 48 103 Joules soit 24 kW pendant 2 secondes (Rappel ; 1 Joule = 1 Watt x 1 seconde.) 20. Cette énergie peut être comparée à celle mise en jeu dans divers appareils ménagers tels que radiateur (2000 W), four (3000 W), d'autant que cette énergie est apparemment concentrée sur une surface infime (0,6 mm2, 0,6 mm a 1,5 mm2, 1,5 mm2) d'émission des RX. Il faut également rappeler que le rendement d'émission des RX est très faible, il représente moins de 1% de l'énergie introduite dans le tube qui produit des RX, donc que plus de 99 0/0 25. de l'énergie introduite est retrouvée sous forme de chaleur dans ce tube. 2.1.3.2. Les principes physiques de transfert de chaleur du tube à RX 2.1.3.2.1. Les trois mécanismes de dissipation de la chaleur du tube La chaleur est transférée des zones chaudes vers les zones froides par trois mécanismes : û Conduction : la chaleur diffuse dans un corps conducteur et de ce fait l'énergie introduite 30. dans la piste thermique se distribue dans l'ensemble du plateau anodique. û Convection : un fluide au contact d'une zone chaude s'échauffe se dilate et monte par rapport au fluide plus froid. Un courant liquide de convection assure un renouvellement du fluide : la convection par l'air ambiant assure le refroidissement de la gaine, tout comme le transfert de chaleur de l'ampoule à la gaine par l'huile. 5. û Rayonnement : tout corps porté à une température supérieure au zéro absolu émet un rayonnement électromagnétique proportionnel à la quatrième puissance de la température absolue. Cette émission est évidemment possible dans le vide. Or, la piste thermique et le plateau anodique sont portés à une température de 1000 à 1500 degrés Celsius ; cette transmission radiative joue donc un rôle majeur dans l'évacuation de chaleur à l'intérieur de 10. l'enceinte à vide (ampoule). 2.1.3.2.2. Chaleur massique du tube On se rappelle l'équivalence entre calorie et Joule (énergie électrique). L'introduction d'énergie électrique (donc de chaleur) dans un corps élève la température de celui-ci, de façon inversement proportionnelle à la chaleur massique (pour un même nombre de calories 15. ou de Joules, la température s'élève moins quand la chaleur massique est plus élevée). La température d'un constituant du tube à RX est fonction à la fois de l'énergie introduite dans le tube et de celle qui est évacuée par l'un des mécanismes indiqués ci-dessus. 2.1.3.2.3. Les étapes successives de la dissipation de chaleur du tube à RX Tout d'abord, l'énergie introduite (kV x mAs) dans la piste thermique porte celle-ci, 20. initialement froide, à très haute température (1000 à 1500°C). La chaleur de la piste thermique de l'anode diffuse dans l'ensemble du plateau anodique. Si elle était excessive, cette chaleur entraînerait une fusion de la piste thermique. C'est pour-quoi les limites d'énergie du faisceau électronique dans le tube sont calculées et définies par l'abaque de charge, tel que schématisé par la figure 3. 25. Ensuite, le plateau anodique accumule une chaleur venant de la piste thermique, qu'elle devra évacuer par rayonnement vers la périphérie, ampoule, huile et gaine. Le cliché suivant sera possible dès que la température de l'anode et du foyer thermique sont suffisamment bas. Cette température ne peut être mesurée directement dans la piste thermique. Enfin, l'énergie reçue du plateau anodique et de l'ampoule par la gaine et son contenu est 30. répartie par convection de l'huile et évacuée par convection de l'air ambiant. Il est ainsi aisé de contrôler la température de cet ensemble. 2.1.3.3. La température du plateau anodique du tube à RX 2.1.3.3.1. Capacité thermique de l'anode Elle définit la quantité maximale d'énergie introduite dans le plateau anodique sans destruction de celui-ci. 5. Elle peut se mesurer en Joules ou en Watt/seconde ou en unités-chaleur (Watt/seconde x coefficient dépendant du type d'alimentation). Une anode banale peut avoir une capacité thermique de 140.000 Joules ce que produiraient 10 clichés radiographiques successifs demandant 70 kV et 200 mAs (UIV sur un patient épais). La capacité des tubes radioscanographiques de l'art peut atteindre 4 MégaJoules. 10. La courbe de refroidissement (figure 3) ou d'évacuation de l'énergie est de type exponentiel, le refroidissement étant beaucoup plus efficace lorsque la température est élevée. Une anode portée à sa température maximale retrouve presque son niveau thermique initial en 7 à 10 minutes. De manière simple, l'on pourrait admettre que l'on doit séparer deux clichés par 2,5 minutes 15. pour que l'anode reste à une température minimale (figure 4). En fait, les charges se succèdent comme dans la figure 5 à un rythme plus rapproché où échauffement et refroidissement s'opposent. Il suffit que l'anode reste dans les limites de sécurité. 2.1.3.3.2. Expositions répétées û Expositions espacées 20. Cette courbe de la figure 4 représente l'effet de clichés de radiologie osseuse où l'intervalle entre clichés permet un refroidissement suffisant. û Expositions rapprochées Cette courbe de la figure 5 montre par exemple le résultat de poses rapprochées d'une tomographie de rocher : 75 kV, 100 mA et 6 secondes avec 60 secondes entre poses. Chaque 25. nouvelle pose survient alors que l'anode n'a pas retrouvé la température existant auparavant. L'introduction et l'évacuation thermiques sont telles qu'après six clichés la capacité thermique maximale d'anode est atteinte. Le cliche suivant risque donc de détériorer ou détruire la piste focale du plateau anodique. Les examens les plus dangereux pour l'anode correspondent donc aux poses répétitives : û peu nombreuses avec une charge élevée (tomographie ou artériographie de membres inférieurs sur grand format et surtout radioscanographie), û charge limitée mais poses nombreuses (cinécoronarographie ). û Expositions au tomodensitomètre (2D-3D TDM) 5. Le tomodensitomètre 2D-3D, terme que nous utilisons volontiers pour qualifier la radioscanographie essentiellement tomographique 2D et volumique 3D pour le distinguer de la technologie volumétrique 4D ou radiostéréoscanographie 4D, pose le même problème lorsque la charge individuelle est élevée (épaisseur de coupe de 2 mm) ou lorsque les coupes sont très rapprochées dans le temps (angioscan) et essentiellement en scanographie 10. hélicoïdale multicoupes où l'exposition dure 30 secondes à haute intensité (200 mA). û Radioscopie prolongée On n'imagine pas que la scopie, 100 kV et 3 mA, soit dangereuse pour le tube, mais une radioscopie prolongée (cathétérisme cardiaque) peut aboutir à une élévation thermique voisine de la moitié du maximum. 90 kV x 3 mA x 60 secondes = 16 200 Joules. 15. De sorte que le plateau anodique peut en quelques minutes de scopie continue, s'équilibrer à une température moitié de la température maximale, limitant les possibilités ultérieures de cinéradiographie. 2.1.3.3.3. Sécurité de température d'anode Il n'existe aucun moyen de mesurer directement la température de l'anode. La presque totali- 20. té des générateurs n'assure donc aucune protection contre une surcharge par répétition abusive de poses. La prudence, l'expérience et le calcul dans les cas limites sont la seule sécurité. Certaines installations coronarographiques permettent une mesure du rayonnement thermique de l'anode à travers l'ampoule : l'opérateur est ainsi averti lorsque la charge 25. approche des valeurs excessives. Les installations les plus évoluées (radioscanographe) comprennent un calculateur électronique intégrant les charges thermiques et le refroidissement en fonction du temps et des caractéristiques du tube. Paradoxalement, les systèmes récents d'angiographie numérique laissent à l'opérateur le 30. choix en cours d'examen du nombre de clichés et leur rythme, ne permettent pas de prévoir si une série sera acceptable ou non, en particulier lorsque l'on multiplie ou allonge la série sur un foyer de petite taille. C'est au médecin de décider si le temps de refroidissement après une série est suffisant pour en recommencer une autre. 2.1.3.4. Température de gaine 2.1.3.4.1. Capacité de gaine 5. La masse métallique et l'huile assurent à la gaine du tube une capacité thermique de 2 millions de joules. Le retour à la température de départ de la gaine, à partir de la température maximale (voisine de 80 degrés), est obtenu en 2 à 3 heures ; soit une dissipation calorique de 10.000 joules/minute, moins que le refroidissement d'anode. Il faut d'attendre donc rencontrer des surchauffes de gaine sans que l'anode ait été surchargée (nombreuses séries 10. de tomographies ou d'angiographie séparées de 3 à 4 minutes). L'évacuation de chaleur est aujourd'hui accélérée par un ventilateur ou une circulation d'eau au contact de la gaine. Il est donc exceptionnel, sauf panne de ce système que la sécurité thermique de gaine intervienne. L'énergie provenant du moteur d'anode (4 kW) contribue à l'échauffement de gaine en parti-15. culier lorsque la durée séparant ter et 2ème temps de prise de cliché est importante. 2.1.3.4.2. Sécurité thermique de gaine La dilatation de l'huile de la gaine avec la chaleur met en jeu un système interdisant la poursuite du fonctionnement du tube au-delà de la capacité acceptée. Cette sécurité thermique très fiable ne joue donc que sur un seul élément, la gaine, et ne protège pas tout le 20. tube dans son ensemble. 30 à 45 minutes sont nécessaires pour permettre une reprise d'activité lorsqu'elle interrompt un examen. En fait son rôle est limité puisqu'il a été facile d'améliorer l'évacuation thermique par des circuits de circulation d'air ou eau, 2.1.3.5. Abaque de charge du tube RX 2.1.3.5.1. Les charges du tube 25. On peut distinguer plusieurs paramètres : û La charge instantanée : c'est l'énergie fournie à un instant donné : kV x mA . Sa valeur limite est fonction du temps de pose et de la rotation de l'anode, son dépassement entraîne une fusion de la piste thermique. Elle est étudiée sur l'abaque de charge d'anode (figure 2). 30. û La charge unitaire correspond aux constantes du générateur pour un examen : kV x mA x s ù La charge totale : c'est l'énergie totale fournie par une série de clichés lorsque le temps qui sépare deux expositions est très réduit (radiocinéma, angiographie, radioscanographe). Cette charge totale devra être calculée dans certains cas pour protéger le tube. 2.1.3.5.2. Un abaque 5. C'est, tel que dans la figure 2, une représentation graphique des variations simultanées de trois variables. Sont projetées sur cet abaque les valeurs maximales admissibles d'une variable, kV, mA ou temps en fonction d'une valeur donnée des deux autres. L'abaque est différent selon le type d'alimentation en courant HT (mono ou triphasé) et selon 10, la taille du foyer optique. 2.1.3.5.3. Quelques constatations II faut savoir que : ù Pour une durée donnée, le produit kV x mA est constant. ù A kV constant, le produit mA x sec augmente avec le temps (proportionnellement à la dose 15. d'irradiation du patient), mais on doit diminuer l'intensité à mesure que le temps croît. De ce fait, des temps longs autorisent des débits (mAs) de dose très importants. ù Une augmentation de l'exposition est plus aisée à obtenir en augmentant le kilovoltage plutôt que l'intensité selon la formule : "le noircissement du film est augmenté de manière équivalente en doublant les mAs ou augmentant les kV de 15 %". 20. Il est donc plus facile (moins nocif aussi) de jouer sur la puissance et l'abaque à partir des kV. 2.1.4. Les foyers radiologiques du tube à RX Le foyer est la surface de formation du rayonnement X. On décrit trois types de foyers qui correspondent à des aspects différents de la zone émissive des RX. 25. ù Foyer électronique : zone de collision du faisceau d'électrons avec la cible de tungstène. ù Foyer optique ou géométrique : surface apparente d'émission du rayonnement utilisé, vu du récepteur. ù Foyer thermique : zone sur laquelle le faisceau électronique se répartit en réalité sur l'anode tournante, telle que représenté par la figure 6, et qui est directement échauffée. 2.1.4.1. Foyers électronique et optique La surface du plateau anodique ou piste focal n'est pas perpendiculaire au faisceau électronique mais légèrement oblique (12 à 17,5 degrés). Cet angle est appelé pente d'anode. Si, pour les énergies supérieures à 1 MeV, la direction du rayonnement émis est proche de la 5. direction du faisceau d'électrons, pour les énergies qui se situent entre 40 et 200 keV, l'émission se fait dans une direction perpendiculaire à celle du faisceau électronique. Si l'on regardait la surface émissive (foyer géométrique ou optique) en se plaçant au niveau de l'objet radiographié, on constaterait qu'elle est plus petite que la surface frappée par les électrons (foyer électronique). Le foyer optique comme le foyer électronique sont des rectan- 10. gles avec deux côtés, l'un parallèle au rayon, l'autre parallèle à la circonférence de l'anode cette dernière a la même longueur pour les deux foyers (électronique et optique), par contre la dimension radiale diffère : elle est définie par la formule : longueur du Foyer géom. = longueur du Foyer électr. x Sinus de la pente Approximativement la hauteur du Foyer électronique est 3 à 5 fois celle du Foyer géométri-15. que. Ainsi un foyer géométrique 1 x lmm correspond à un foyer électronique 1 x 3 mm pour une pente de 17.5 degrés et 1 x 5 mm pour une pente de 12 degrés. Relation surface l émission et surface 1 pente. ù Tout d'abord, la puissance d'émission des RX est liée à la surface de collision. 20. ù Ensuite, l'intensité maximale du faisceau d'électron est constante pour une surface cible définie du foyer d'anode. ù Enfin, pour une surface identique, le foyer géométrique est plus petit lorsque la pente est faible. 2.1.4.2. Le foyer thermique 25. La mise au point par Brouwers de l'anode tournante vers 1935, a été un perfectionnement considérable. Jusque là le faisceau électronique frappait une zone immobile et la puissance utile était limitée. Avec l'anode tournante, le faisceau électronique frappe une cible située en un point défini de l'espace, alors que le matériau de la cible change ; ainsi le foyer électronique se trouve sur une zone de la piste thermique constamment renouvelée, qui a eu le temps de dissiper une partie de sa chaleur. 2.1.4.2.1. Le premier tour d'anode Considérons une anode tournant à 3000 t I minute soit 50 t l seconde (fréquence du courant 5. EDF = 50 périodes) et plus particulièrement le premier tour. L'anode présente au faisceau électronique une zone froide pendant le premier 1150 de seconde et la surface chauffée (foyer thermique) est plus étendue que la surface du foyer électronique. û On peut comparer la surface du foyer optique ; 1 x 1 mm û à celle du foyer électronique : 1 mm x 1 mm l sin 20 degrés = 3 mm2 10. û et à celle de la piste thermique qui est la surface de la couronne délimitée sur le plateau anodique ou piste focale ; le plateau mesure 70 mm de diamètre, la piste thermique se tient à 5 mm de la périphérie et mesure 3 mm de large ; la surface de la couronne est la différence entre les deux surfaces des deux cercles de rayon 30 mm et (30 - 3) mm soit S=(30x30x3,14)-(27x27x3,14)=536.94mm2 15. Ainsi l'anode tournante permet de multiplier la puissance dans le rapport 540/3= 180 fois 2.1.4.2.2. Les tours suivants Dès que la piste a été échauffée en un point, l'énergie introduite peut par conduction diffuser dans le plateau anodique ; cette diffusion rapide permet au métal de se présenter moins 20, chaud lors du deuxième tour d'anode. Une compétition comparable à celle décrite pour la capacité thermique d'anode, introduction et diffusion de chaleur, se produit. Si le temps de pose est bref le rayonnement X pourra être plus intense que pour un temps long, où les introductions de chaleur se succèdent, le gradient de température entre foyer thermique et plateau étant moins favorable. Ce phéno- 25. mène est l'explication de l'aspect des abaques de charge. 2.1.4.2.3. Les facteurs modifiant la puissance du tube û L'unité de surface de la piste thermique ne peut recevoir qu'une intensité limitée : la puissance d'émission en rayonnement X est proportionnelle à la surface du foyer thermique : un gros foyer 1,2 mm x 1,2 mm aura, toutes choses égales par ailleurs, une puissance quadruple d'un foyer optique 0,6 mm x 0,6 mm. û L'anode permet une puissance plus élevée, lorsque la pente d'anode est moindre. û Le rapide calcul sur la surface du foyer thermique permet de comprendre l'influence du diamètre de plateau anodique : la puissance admise sera proportionnelle au diamètre du plateau, d'où l'apparition de plateaux de 100, 120 ou même 150 mm . 5. û De même, on peut montrer que la puissance admise par un tube augmente avec la vitesse de rotation de l'anode, précisément avec la racine carrée du rapport des vitesses : un tube 9000 tlm a une puissance 1,7 fois plus importante qu'un tube 3000 tlm, à diamètre égal . Par contre la vitesse de rotation n'intervient pas pour la capacité du plateau anodique : certaines anodes de scanographes tournent à 3000 T d'autres à 9000 T. 10. 2.1.5. Mort du tube à Rayons X Le tube à RX est fragile, s'use et peut être détruit par fausse manoeuvre. Il est très coûteux. Sa protection doit être un souci, même sur les installations modernes. 2.1.5.1. Dépassement de la capacité d'anode et destruction d'anode 15, Le métal du plateau anodique et de la piste thermique peut sous l'effet d'une chaleur excessive : û d'abord se déformer sous l'action conjointe de la rotation qui peut donner une accélération localisée de 200 g (g = unité d'accélération terrestre) ; û puis se rompre et éclater, brisant le tube de verre. 20. û Si le moteur d'entraînement ne tourne pas, dans certaines scopies, l'échauffement en un seul point peut "cratériser" la piste thermique. 2.1.5.2. Vieillissement du foyer thermique La répétition d'échauffements-refroidissements de la piste thermique entraîne des contraintes localisées, un dépoli et même la création de microcraquellures de surface. La surface émis- 25. sive du rayonnement X rendue irrégulière ne produit qu'un faisceau spatialement hétérogène : l'intensité du faisceau des RX est en partie absorbée par les irrégularités de surface. La réduction du faisceau du côté de l'anode porte le nom d'effet talon (talon d'anode) ou effet heel en anglais. Avec le temps ce phénomène de cratérisation de l'anode diminue le rendement émissif du tube ; pour obtenir la même image (c'est-à-dire la même quantité de rayonnement X) il devient nécessaire d'augmenter la charge unitaire et donc la dose d'irradiation du patient. Outre une diminution de qualité d'image, cette surcharge progressive aggravera la détérioration de l'anode et précipitera la destruction du tube radiogène. 5. 2.1.5.3. Vieillissement du verre du tube à rayons X D'infimes craquellements de l'ampoule, consécutifs à une surchauffe localisée, peuvent laisser pénétrer des molécules qui diminuent la qualité du vide : le faisceau d'électrons interagit avec ce gaz, une fluorescence bleue est visible lors du passage de courant. Ce phénomène réduit considérablement la quantité de Rayons X émis. Ce "tube bleu" doit 10. être changé, puisque son contenu devient conducteur et des amorçages se produisent. 2.1.5.4. Le vieillissement du filament cathodique Les filaments soumis à un chauffage prolongé, comme ceux d'une ampoule d'éclairage, perdent une partie de leur épaisseur de tungstène par évaporation ; la résistance électrique du filament augmente, donc la température d'émission cathodique par effet thermoïonique 15. diminue ainsi que le courant tube. Des corrections périodiques de réglage peuvent être utiles (comparer chaque fois que cela est possible sur l'Ampèremètre du pupitre l'intensité demandée à celle qui est réellement fournie). Un des 2 filaments peut même se rompre : le tube ne fournit alors de rayonnement X que sur l'un des 2 foyers. 20. 2.1.5.5. La rotation d'anode Les portées de roulement de l'axe d'anode sont également soumises aux contraintes d'une rotation à grande vitesse, sous vide et à forte température. Avec le temps, l'usure rend bruyant ce roulement, certaines positions du tube favorisant ce bruit. Ce phénomène annonce un grippage donc une mort du tube. 25. La vitesse de 3 000 t l m à 9 000 t I m est atteinte en près de 1 seconde. Pour réduire l'usure des roulements, certaines installations envoient un courant inverse dès la fin de l'exposition. Si une coupure générale d'alimentation survient en cours d'exposition l'anode peut continuer à tourner ; le freinage sera aisément obtenu en faisant un nouveau lancement d'anode suivi d'arrêt. .1.6. Au total Le tube radiogène est à la fois le système d'optique des rayons X et la partie consommable et très coûteuse de l'installation radiologique. Il doit donc subir une mutation profonde. Pour la même utilisation, vasculaire, tomographie, table télécommandée, certains radiologues 5. gardent le même tube plusieurs années, alors que d'autres, sans pour cela obtenir des résultats photographiques supérieurs en consomment plusieurs. Peut-être existe-t-il des différences entre tubes ? II existe surtout des différences de soin et de connaissance technique entre médecins. Les risques les plus marqués ne sont pas éliminés par les "sécurités" de l'installation, c'est pourquoi nous nous sommes attelés à concevoir et à dévelo- 10. pper des tubes à rayons X ayant d'autres atouts que la seule course à la puissance du tube et de développer plus encore le concept technologique du tube stéréographique. Il est en effet possible d'utiliser un tube très puissant à des capacités très inférieures aux limites physiques du tube, en exploitant des propriétés d'une optique nouvelle des rayons X, telle que l'interaction électromagnétique entre deux sources synchrones, ou d'autres propriétés 15. connues différentes de l'atténuation des rayons X, telle que la dépendance à la phase de rayonnement : la diffraction, la réfraction, la diffusion, etc. 2.2. Sources de rayonnement X 2.2.1. Tube à rayons X et optique des rayons X (x-ray optics) 20. Le tube à rayons X utilisé jusqu'alors en imagerie par transmission et atténuation différentielle des rayons X dispose d'un foyer difficile à éloigner à l'infini du point de détection pour réaliser, telle qu'en imagerie par synchrotron, une imagerie en faisceau de balayage plus cohérent. Les distances foyer û réseau de détection maximales habituellement utilisées sont de l'ordre de 150 cm, en radiographie ; de l'ordre de 65 cm en mammographie et 70 à 100 cm en 25. radioscanographie ; de l'ordre de 30 cm en imagerie maxillo-dentaire (orthopantomographie) en relief et en microtomographie, etc. Il n'est pas possible dans ces conditions de réaliser les exigences d'un faisceau de balayage à forte cohérence spatio-temporelle des rayons X. Un faisceau est cohérent lorsque les ondes (lumineuses) électromagnétiques qui le composent, oscillent en principe de manière régulière aussi bien dans l'espace que dans le temps. C'est 15 ce à quoi s'attelle la présente invention inspirée du tube stéréographique multiscan (00 17 335 l 2 819 141 -- référencé 1) Comme nous l'avons vu précédemment, ce sont les électrons émis par effet thermoélectronique à partir des filaments qui sont fortement accélérés par la différence de 5. potentiel établie entre l'anode et la cathode. Les interactions de ces électrons avec la plaque métallique sont à l'origine de la production des rayons X sur la piste focale d'anode. Dans le tube stéréographique multiscan ce système est dédoublé au moyen des deux disques d'anode pour deux cathodes distinctes, placés exactement à la même différence de potentiel prévalant dans le tube à rayons X, destinés à produire simultanément deux faisceaux synch- 10. rones et ou pulsés des rayons X (00 17 335 l 2 819 140 -- référencé 1 Réf 1). 2.2.2. Mécanismes d'émission des rayons X dans un tube L'émission des rayonnements X se fait simultanément selon deux processus distincts. ^ Première possibilité : ionisation ^ Deuxième possibilité : rayonnement de freinage (Bremmstrahlung) ... ] 15. 2.2.3. Atténuation du rayonnement X transmis par un objet traversé Les lois d'atténuation, générales aux rayonnements électromagnétiques, s'appliquent aux rayons X. Dans l'air, les foyers des tubes à rayons X étant assimilés à des sources ponctuelles, la diffusion du faisceau monoscopique se fait selon un cône et la loi de 1 sur d2 est applicable. 20. Dans la matière, la loi générale s'applique parfaitement ; en revanche, l'essentiel de l'atténuation dans les tissus se faisant par effet photoélectrique, seul intervient le coefficient Tlp d'atténuation massique par effet photoélectrique. Loi générale : I = lo e-(P/P)x . [2 - 2] La loi de Bragg et Pierce permet de calculer le coefficient Tlp : Tlp = KZ32,3 [2 - 3] ; 25. Z étant le numéro atomique du métal de l'anode, la longueur d'onde moyenne du faisceau de rayons X. Ce sont essentiellement les différences d'atténuation d'un point à un autre dans les tissus qui sont à l'origine des images radiologiques. L'effet de diffusion étant ici négligé dans la mesure où cette partie du rayonnement n'est pas lue par le détecteur, duquel elle est déviée par le grand angle de diffusion, après interaction avec l'objet exploré, imputable à la forte obliquité 5. de divergence conique des rayons primaires incidents. D'où le besoin incoercible d'un rayonnement incident plus dense, moins divergent et dont la source se situerait comme en imagerie par ligne de lumière du synchrotron le plus loin possible de l'objet exploré (ou échantillon). L'idéal étant un parallélisme complet entre les rayons incidents dont la source se situerait à l'infini abordant de front la surface de l'objet à explorer et ne laissant qu'une possi- 10. bilité marginale à une diffusion à grand angle dont le résultat est la diminution de la densité photonique des rayons transmis au niveau du récepteur. C'est l'effet de Compton, connu à l'origine comme des Rayons X se dispersant avec change-ment de longueur d'ondes, qui a reçu son interprétation en termes de moment de photons incidents et diffusés, en ou aux environs de 1922. L'évaluation détaillée de cet effet, y 15. compris les calculs à travers des sections transversales, la distribution angulaire de photons diffusés, la dépendance à l'énergie, etc., a eu lieu pendant les 10 années suivantes ou ainsi et ce phénomène est devenu la partie du sujet de base de toute discussion de la physique 'moderne'. Cependant, bien qu'appréciées à l'époque, les conséquences du mouvement thermique des électrons se dispersant, ont jusqu'à tout à fait récemment attiré très peu 20. d'attention, quand, en 1965, la considération de ce phénomène a été reprise en rapport avec les études de distribution du 'moment électronique dans le solide'. Cette étude du profil de Compton semble devenir un outil de recherche important en physique des solides. Une discussion intéressante de cette technique, en même temps qu'une enquête historique illuminante, ont été données par Cooper (1971). 25. 2.3. Lois d'atténuation d'un faisceau monoscopique de photons 2.3.1. Atténuation dans le vide (1 % d'énergie) Evidemment, cette loi d'atténuation ne résulte pas d'un dépôt d'énergie dans le milieu, elle est due à la divergence dans l'espace du faisceau de photons émis à partir d'une source 30. pseudo-ponctuelle. C'est une loi purement géométrique qui n'est pas seulement applicable aux rayonnements électromagnétiques, elle porte parfois le nom de loi en 1 sur d2 (encore appelée loi de l'inverse carré de la distance). Elle détermine la manière divergente dont le faisceau conique des rayons X monoscopiques sont de plus en plus clairsemés, dès lors qu'on s'éloigne de la 5. source, Elle permet de comprendre le mur de fréquence de Shannon qui est proportionnel au nombre des rayons. Elle répond à la relation : I = lold2 [2 - 4]. Cette divergence n'est pas en faveur d'une focalisation du faisceau comprise comme un faisceau de très petite taille sur l'échantillon que l'on désire étudier (ligne de lumière) et sa diffusion s'effectue de façon nocive, à grand angle, appauvrissant dangereusement le faisceau primaire des rayons X 10. incidents au profit du faisceau secondaire des rayons X diffusés. Où lo est l'intensité du faisceau à une distance unité prise comme référence. I est l'intensité du faisceau monoscopique à la distance d de la source. Cette expression montre l'importance de la distance puisque, si on double d, on diminue d'un facteur quatre l'intensité du rayonnement divergent. Divergence qui introduit une aberration 15. instrumentale. En optique, en effet, ensemble des phénomènes dus à l'imperfection des instruments et qui altèrent la qualité des images données par un système optique, comme un tube à rayons X (la fonction de dispersion d'un point démontre à suffisance la présence d'un coma). Le coma est une autre aberration qui a pour effet de détruire la symétrie centrale de l'image d'un point qui prend la forme d'un V, en s'évasant à la base. Il explique par exemple 20. la fonction de dispersion du point. 2.3.2. Atténuation par interaction avec le milieu traversé Le caractère aléatoire des interactions des photons avec la matière conduit à une loi 25. d'atténuation exponentielle. Si on considère un écran d'épaisseur x, caractérisé par un coefficient d'atténuation linéique p et recevant N. photons, il en laissera passer un nombre N telqueN=Noe-NX [2-5]. 2.4. Technologie stéréoscopique multiscan (00 17 335 1 2 819 140) 30. Cette technologie relève deux défis, à savoir qu'il n'est pas possible de tirer profit du déjà faible intervalle de discrétisation du tube à rayons X, tel qu'il existe aujourd'hui, en raison du récepteur cloisonné en pixels 2D sur la surface desquels se moyenne le poids des points images. Le principe de superposition est un facteur très limitant du système d'imagerie de l'état de l'art pour prétendre améliorer son pouvoir de séparation. Pour ce faire, il faut : - supprimer le principe de superposition ainsi aggravé par moyennage (averaging effecf) 5. sur l'ensemble de la surface du pixel 2D du poids du signal en s'opposant de ce fait à l'accroissement du pouvoir séparateur du système (définition de type submicroscopique voire plus). - supprimer ou amoindrir l'effet de divergence du faisceau conique de balayage monoscopique, dont l'intensité du faisceau se réduit proportionnellement au carré de la distance et aboutit à un faible comptage dès que se réduit la taille du pixel 2D. 2.4.1. Imagerie Synchrotron 11. L'imagerie radiographique de contraste de phase, en relief et en ligne, est une technique d'imagerie de cohérence des rayons de balayage. Un rehaussement extraordinaire de contraste d'image a été démontré dans les expérimentations récentes d'imagerie de contraste de phase (A. Snigirev et al, Rev Sci Insfrum 66 ; 1995 : 5486-5492 ; F. Arfelli et aI, 15. Radiology 215 ; 2000: 286-293) [D. Chapman et al, Phys Med Bio! 42 ; 1997: 2015-2025 ; E. Forster et al, Krist Tech 15 ; 1980: 937-945)] avec en particulier rehaussement particulier des contours et effet de relief d'image. Ces expérimentations ont été réalisées pour la plupart en utilisant des rayons X monochromatiques d'onde plane avec une cohérence spatiale relativement élevée d'un synchrotron de 3e génération. La base physique derrière le rehaus- 20. sement de contraste d'image est que cette technique détecte les changements de phase des rayons X causés par l'interaction tissulaire des rayons X transmis avec une densité photonique élevée. Les rayons cohérents des sources du synchrotron sont utilisés de plus en plus dans les techniques radiologiques conventionnelles (radiologie en contraste de phase). Deux ondes sont en phase lorsqu'elles oscillent de manière identique dans le temps. La 25. variation de phase donne sans aucun doute une information supplémentaire pour la représentation imagée de l'objet, qu'il s'agit d'exploiter à bon escient. La quantité de changement de phase est par exemple déterminée par l'indice de réfraction du tissu. L'indice de réfraction n pour les rayons X est complexe et égal à n = 1 - â - i(3 (1). où 8, la décroissance de l'indice de réfraction, est responsable du déplacement de phase, et 30. 13 est la partie imaginaire de n et il est responsable de l'absorption des rayons X. Lorsque le rayon interagit avec le tissu, la quantité de changement de phase des rayons X par le tissu peut être calculée de la façon suivante : 4) = - 27t/.{8(s).ds (2) où l'intégral est sur le chemin (vecteur) du rayon. Puisque les tissus ont différente densité d'électron, d'où différents tissus génèrent différents changements de phase des rayons X. De 5. façon surprenante, le 8 de tissu est beaucoup plus grand que R. 8 et ont par exemple été estimés pour un carcinome canalaire infiltrant (IDC) du sein. Il a été trouvé que 8 de tissu cancé-reux (10-6 û 10-8) est environ 1000 fois plus grand que (10-9 û 10-11) pour les rayons X de la gamme de 10 û 100 keV (3 X. Wu, A. Dean, and H. Liu : �X-ray diagnostic techniques,� in Biomedical Photonics Handbook, edited by T. VoDinh (CRC, Tampa, FL, 10. 2003), Chap 26, pp.26-1 to 26-34.). Des conclusions similaires peuvent être tirées pour d'autres tissus biologiques. Malheureusement toutes les techniques cliniques d'imagerie des rayons X implémentées aussi loin sont conçues pour imager systématiquement les (atténuation) des tissus et non pas les 8 (la décroissance de l'indice de réfraction). En principe, dans l'imagerie à contraste de phase on laisse les rayons X à phase distordue 15. interférer avec les ondes des rayons X à travers le tissu et réalisent ainsi le rehaussement de contraste de l'image. Les expériences de la littérature démontrent qu'en utilisant de rayonnement blanc (non monochromatique) et un système de résolution temporelle, il est possible de faire l'image des détails microscopiques de vaisseaux vivants sans utiliser d'agent de contraste. Les images ont un contraste excellent plus une résolution spatiale micrométrique sans précédent pour la 20. microangiographie (> 10 pm). Ce résultat est vraisemblablement en train d'avoir un impact sur de nombreux domaines différents de la recherche biologique et médicale et de la radiologie diagnostique dans l'usage de ligne de lumière de synchrotron en imagerie. Deux capacités basiques méritent d'être appuyées ici : le signal qui est fonction du nombre de photons détectés par rapport au bruit de fond (proportionnel à la fluctuation de 25. quantification par unité de surface et non de façon linéaire au signal lui-même) et la résolution qui est fonction de la taille du pixel 2D du plan de détection. Un dispositif source doté au moins des deux foyers réels, dont les rayons s'additionnent (plus de signal) sur la surface de détection, et disposant par ailleurs d'un foyer virtuel rétrofocalisé pouvant être plus ou moins éloigné en arrière du tube à rayons X (induisant une forte cohérence des rayons en détection) 30. a déjà été breveté par nous et référencé 1. Ce tube à RX est monté dans un des modes de réalisation décrit dans le brevet référencé (3) à des microsystèmes dotés d'une nanotechnologie de détection par interférence et diffraction (pixel infinitésimal) pour réduire l'influence de l'averaging effecf de la pixellisation 2D et remplit ainsi toutes les conditions d'un système capable de fonctionner à une échelle infinitésimale avec un pouvoir de séparation submicronique et nanoscopique (nanotechnologique). 5. Le tube à RX de la présente invention s'apparente à cette dernière technologie à foyer virtuel rétrofocalisé, décrite dans notre brevet n° 00 17 335 1 2 819 140 -- référencé 1, ce tube à RX est caractérisé en ce que la distance entre les deux axes optiques du double faisceau est donnée par la formule approchée 2 k cm. Le facteur k étant le coefficient d'efficacité de rendement quantique de détection du système (récepteur) déterminant une meilleure discri- 10. mination des franges d'interférence produites sur la surface de détection par les rayons de deux sources synchrones en interaction stéréoscopique dans la zone de chevauchement. Mais, aussi que les rayons provenant des deux sources (3, 4) déterminent une zone interférométrique de chevauchement (31) (cf. figure 10) sur la surface de détection correspondant à la zone de chevauchement de rayons dans l'espace de propagation. 15. Similitude avec 2. C'est pourquoi la formule 2 k cm est non seulement à rapprocher de celle de Wilkins, en imagerie aux rayons X en contraste de phase, celle qui mesure la cohérence latérale d'un faisceau quantifiée par la longueur d dans la relation ; mais aussi de l'interprétation de Raleight (cf. figure 9). = 2r1lf = alla = lly ; où lest une longueur d'onde, ri est la distance objet-source et f la 20. taille du foyer. y (= 0m) est la largeur angulaire de la source tel que vu par l'observateur (réseau de détection ou récepteur) ; elle introduit, comme en radioastronomie, la notion de résolution angulaire du système ; I = distance source û observateur ou détecteur. Ainsi une cohérence spatiale élevée peut être réalisée en utilisant une source monoscopique de petite taille effective (= y petit) ou en observant le faisceau à une grande distance (I) de 25. ladite source. D'énormes étoiles voire même des galaxies entières plus grandes que le soleil et que notre galaxie ne deviennent-elles plus que de simples petits points dans le ciel, en raison de leur éloignement quasi infini, à de milliards d'années lumière ? Donc il y a lieu de rendre n'importe quelle source punctiforme en l'éloignant le plus possible de l'observateur (la détection et la lecture). 30. II faut se rappeler aussi que l'intensité du faisceau monoscopique conique I décroît avec la distance I selon la relation : 1= lolP (loi de l'inverse carré de la distance) [2 - 5]. L'originalité du tube stéréoscopique c'est de s'affranchir un tant soit peu de cette divergence de propagation et de pouvoir répondre à ce double exigence sans encombre : éloigner artificiellement la source du récepteur sans diminuer avec l'éloignement l'intensité dudit faisceau et surtout refocaliser ledit faisceau pour en supprimer le plus possible la divergence 5. des rayons résultants. C'est ce que nous avons appelé ailleurs la correction optique d'obliquité conique du faisceau, qui permettaient déjà de s'affranchir de l'indispensable interpolation des données en vigueur dans l'état de l'art. Donc avoir à la fois les avantages de l'éloignement de la source sans les inconvénients de l'affaiblissement de l'intensité, y compris celle de la divergence monoscopique du faisceau conique (cf. figure 12) en réalisant en plus 10. une addition des rayons des deux sources au point d'impact sur le réseau de détection (forte densité photonique) avec la contribution des rayons à faible angle de diffusion plus nombreux que les diffusés à grand angle perdus dans le décor et nuisibles, en terme de dose d'irradiation et en terme de netteté d'image. La figure 8 schématise le principe du tube à rayons X à double faisceau de balayage stéréos-15. copique en fonctionnement continu, comprenant : G : générateur i : courant du tube avec cathodes montés en parallèles avec possibilité de bascule en série bénéficient respectivement d'une intensité i/2 qui donne deux rayonnements cathodiques symétriques, el et e2, accélérés par la même ddp sur une même distance d, qui percutent 20. respectivement deux foyers distincts 13 et 14 (P et Q) des disques (15, 16) et donnent lieu à un double faisceau symétrique des RX dont les axes optiques (11 et 12) sont centrés sur les deux fenêtre de l'enceinte du tube (19). Une zone de chevauchement et interaction des rayons (18) issus des foyers P(13) et Q(14) caractérise encore plus particulièrement ce tube à rayons X. 25. Tandis que la figure 12 montre ce qui a été présenté jusqu'à présent comme une rectification d'obliquité des rayons résultant de l'interaction des rayons issus des deux sources distinctes est non seulement destinée à créer une interpolation optique dans l'axe z, au moment de l'échantillonnage de l'objet à explorer ; mais aussi une addition d'ondes électromagnétiques sur le récepteur d'image. 30. En revanche, la réalité physique sous-tendue par ce tube à RX dépasse cette explication simpliste et simplificateur et se trouve à la base même de la nouveauté de toutes les inventions en Stéréoscanographie 4D. L'originalité réside surtout dans la refocalisation des rayons résultants IA, IB, IC, ID, IE sur un point I éloigné en arrière (rétrofocalisation) et le fait que ces différents rayons résultants refocalisés en ce point I d'intersection défini, rétrofocalisé par rapport aux sources réelles P (13) et Q (14) et situé en arrière de la ligne PQ des foyers réels (13) et (14) du tube à rayons X lui-même. C'est pour ainsi dire que cette refocalisation 5. aboutit à un foyer virtuel, I, par rétrofocalisation de l'optique des rayons X. De plus lorsque les axes optiques respectifs (26, 27) se rapprochent (sens de flèches) du point central C du plan de détection, le point I s'éloigne encore plus vers l'infini et l'angle y se ferme un peu plus au fur et à mesure que le point d'intersection I s'éloigne ; a contrario, le point I se rapproche de o à mi-distance des foyers réels P et Q du tube en même temps que l'angle de vue y s'ouvre 10. largement réduisant du même coup la cohérence d'ensemble du double faisceau de balayage du tube. Or l'exigence technologique est celle d'avoir un angle y d'ouverture du champ du faisceau de balayage toujours plus petit et son corollaire une source de plus en plus éloignée, c'est dire que le tube à RX de la présente invention comme déjà celle du tube stéréographique multiscan, réalise d'une pierre deux coups technologiques. On peut donc 15. agir directement sur l'éloignement en arrière du point I par rapport au tube des rayons X et indirectement sur la taille du foyer qui devient du fait de l'éloignement de plus en plus petit. * û quand, par ailleurs, les deux axes optiques des deux faisceaux de balayage du tube stéréoscopique sont parallèles (IA 11 IB 11 IC U ID Il IE), la formule de rendement quantique optimal, 2 k cm, joue pleinement son rôle (cf. figure 12c). 20. * û la formule de la cohérence dl = ~,ly = XI16 reste par ailleurs toujours valable, quelle que soit la situation envisagée. La connaissance des propriétés de cohérence de faisceaux des RX est importante pour des applications, telle que l'imagerie en contraste de phase. Lorsque y diminue la cohérence dl = Ely = x,116 augmente et lorsque y augmente la cohérence du système diminue ; sachant que : 25. I . ri + r2 + r3 dans les sources classiques, ri = distance source û objet ; r2, distance objet û détecteur ; et r3, épaisseur de l'objet. Or, comme on vient de la voir on peut agir à sa guise sur la distance ri, au point de la rendre infinie en agissant sur la seule orientation des axes optiques respectifs des faisceaux synchrones de balayage émis par le tube. En faisceau conique monoscopique en général, plus la source unique est de petite taille 30. meilleur et suffisant sera le flux total fourni provenant de ladite source. Encore faut-il que cette source unique de petite taille soit éloignée pour avoir un ri conséquent et corollairement une énergie réduite de la source proportionnellement au carré de son éloignement. Ce problème est celui posé par la compacité forte ou faible d'un optique des rayons X, et qui est d'une part complètement résolu par la zone de chevauchement du tube à RX de la présente invention ; et de l'autre par la possibilité infinie de l'éloignement du foyer virtuel I rétrofocalisé par rapport aux foyers réels (P et Q) inchangés sur les pistes focales du tube à rayons X 5. débitant les rayons X. C'est pour toutes ces raisons que le point I d'intersection est appelé � foyer virtuel � du tube à rayons X de la présente invention eu égard aux foyers réels (13) et (14). Pour avoir une forte cohérence du double faisceau stéréoscopique il suffit d'augmenter artificiellement len éloignant I, sans déplacer effectivement le tube (qui reste à la distance 10. habituelle de la surface de détection dans le statif de la machine) pour en augmenter l'éloignement. A telle enseigne que 1, distance source - détecteur peut atteindre à volonté 10 m, 20 m, 100 m, 103 m ou l'infini, avec une cohérence latérale infiniment croissante du faisceau de balayage stéréoscopique (cf. figure 12a). Dans le tube classique, 1= ri + r2 + r3 (profondeur de l'objet) est fixe et immuable par rapport 15. au tube lui-même. La seule manière d'agir sur la cohérence est d'augmenter les distances ri et surtout r3 est de reculer le tube dans son ensemble en arrière et de diaphragmer un peu plus la sortie du faisceau pour réduire l'angle de vue y en même temps que le nombre des rayons émis par le tube. Tandis que le tube stéréoscopique multiscan répond à la relation :1. ri + r2 + r3 avec ri, r2 et 20. r3 fixes ; mais, l varie à souhait et reste fonction de l'orientation des axes optiques par rapport au centre C de la surface de détection (cf. figure 12a), ceci sans éloigner les sources réelles. C'est ce concept technologique qui est mis plus en avant dans le tube à rayons X de la présente invention. Lorsque 1= ri + r2 + r3, la source virtuelle, I, des convergences des rayons résultant IA, IB, IC, 25. ID, IE se situe immédiatement en arrière du point 0, milieu de la ligne PQ joignant les deux sources (cf. figure 12a). Lorsque 1 ri + r2 + r3, le lieu de convergence I des rayons IA, IB, IC, ID, IE résultant de l'interaction électromagnétique des ondes d'énergies radiantes se situe en arrière bien au-delà de la ligne PQ des foyers réels, Pet Q, du tube à rayons X (cf. figure 12a) par rapport au 30. tube à RX 12b de l'état de l'art représenté schématiquement par la figure 9b. L'idéal est donc que /soit de loin supérieur à ri + r2 voire même infini, comme cela peut être le cas avec le tube stéréoscopique multiscan référencé (1). 5. 2.5. Mise à profit du phénomène d'Interférence d'ondes électromagnétiques des énergies radiantes provenant des deux sources synchrones des rayons X du tube stéréoscopique Une des caractéristiques essentielles des milieux oscillants est leur aptitude à fabriquer des interférences, lorsqu'un mouvement oscillatoire de ce genre se propage dans le milieu en 10. provenant de deux sources synchrones, c'est-à-dire possédant exactement la même fréquence. Le dispositif déjà breveté par nos soins et référencé (3) inspirant la présente invention mettait déjà à profit les propriétés qu'ont les ondes électromagnétiques de produire interférence et diffraction. Ce qui est en effet le cas lorsque les deux sources en question sont alimentées et excitées par un seul et même courant primaire du tube de même nature 15. (figure 7) pour produire deux faisceaux cathodiques et et e2 synchrones et de même intensité, accélérés par la même différence de potentiel, sur une distance d exactement similaire, destinés à produire deux faisceaux (11, 12) également synchrones des rayons X isospéctraux. Le renseignement le plus fondamental et le plus intéressant est obtenu en analysant ce qui 20. se passe lors d'interférences à ondes multiples, c'est-à-dire lorsqu'une source primaire excite de manière synchrone un nombre important de sources secondaires susceptibles de créer des interférences (tube multiscan), comme on le voit sur le dessin de la figure 9 pour produire des raies séparées : discernables ou indiscernables, en fonction du réglage de distance entre les foyers du tube. 25. Comme nous le savons déjà avec le tube à RX référencé (1), les interférences en un point donné sont dues à la superposition des ondes qui y arrivent à partir des 2 sources distinctes. Dans ces conditions, les maxima apparaissent là où les différentes ondes arrivent en même temps que leurs propres maxima respectifs. Or, pour une onde particulière, deux maxima sont séparés dans l'espace par une longueur d'onde. On doit donc s'attendre, et c'est bien ce 30. qui arrive, à des maxima d'interférences là où une onde provenant du point P (i), par exemple, présentera son dos en même temps que se présente le dos de l'onde provenant du point Q (i û 1). Ceci revient à dire que l'onde provenant du point i aura à parcourir un chemin supplémentaire égal à ma, par rapport à l'onde provenant de i û 1, m étant un nombre entier et . la longueur d'onde du phénomène étudié. Ceci peut s'expliquer mathématiquement sous la forme a.sinO = sachant que a est la distance entre deux foyers P et Q, em (= y) l'angle où se produit le maximum d'interférence, et m étant entier. Cet angle doit être déterminé sur un tube à rayons X multiscan, en fonction de la position du foyer virtuel ou point I de refocali- 5. tion et de rétrofocalisation par rapport à 0, centre du segment PQ. D'où la formule simplifiée de proportionalité du DQE = 2 k cm utilisé jusqu'ici dans les descriptions antérieures. 2.5.1. Taille angulaire de l'objet exploré et pouvoir de séparation En astronomie, la taille apparente d'un objet est exprimée sous forme d'angle. Elle est 10. mesurée en degrés, minutes et secondes. D'où l'importance de l'angle de focalisation î ou y dont dépend finalement le pouvoir de résolution des diverses applications technologiques. Minute d'arc (symbole : `) : C'est une unité de mesure pour les petits angles. Elle correspond à 1 /60ème de degré (symbole : °). Par comparaison, la Lune plus proche et le Soleil plus éloigné ont un diamètre d'environ 30 minutes d'arc (1 demi-degré). 15. Seconde d'arc : (symbole : ") Une mesure pour les très petits angles. 1 seconde d'arc = 1/60 minute d'arc (symbole : ') = 1/3600 degré (symbole : °). La Lune plus proche et le Soleil plus éloigné ont un diamètre apparent d'environ 30 minutes d'arc (1 demi-degré). Plus l'angle est petit pour englober la totalité de l'objet à explorer, plus nette sera l'image de l'objet. On peut en déduire que l'onde provenant du foyer i, et qui se propage à la vitesse v, est en 20. retard d'un temps f = ma,/v sur celle qui provient du foyer i ù 1. De là il est possible de déterminer les conditions d'interférence avec franges discernables d'amplitude maximale, qui est le pouvoir de séparation du tube à RX stéréoscopique. Alors que la résolution optique des mailles constituées des pixels 2D de l'image reproduite n'améliore pas, dans l'art ancien, le pouvoir de résolution du système d'imagerie ni sa résolution 3D. 25. 2.5.2. Discrétisation du signal : Signaux aléatoires en imagerie par pixellisation 2D fk = kAf = k(txx,4y) [2 - 7] Quand la discrétisation Lf (pixel 2D) tend vers zéro fk devient une fonction continue et les intervalles d'échantillonnage du signal dx et dy deviennent infinitésimaux, suffisants pour décrire la vraie résolution du système proposé dans le tube à RX exposé ci-dessus, c'est-à-dire les dimensions minimales des détails de l'objet exploré que le scanner est capable de mesurer (= pouvoir de séparation). Alors que dans l'état de l'art, l'objet à explorer est voxellisé de façon plus fine que la résolu- 5. tion du radioscanner, de sorte que l'ensemble des points de l'image à l'intérieur d'un même carré du quadrillage, vont être moyennés et confondus du signal aléatoire en un seul pixel 2D, d'une seule couleur dans l'image finale. D'où une perte de résolution par rapport à l'image finale souvent compensée par la résolution interpolée 10. 2.5.3. Signaux déterministes et signaux aléatoires Les signaux f(r), ou f(x,y), envisagés dans les autres systèmes d'imagerie l'étaient indépendamment de leur nature ; seule l'existence d'un paramètre fonction de coordonnées temporo-spatiales x,y et t était prise en considération. II est cependant utile, pour certains problèmes d'imagerie médicale, d'individualiser à l'intérieur de ce paramètre f deux types de 15. signaux appelés respectivement déterministes et aléatoires. Les signaux déterministes sont définis par leur propriété de pouvoir être parfaitement prédits en fonction de r à l'aide d'une relation mathématique : connaissant f(r) en un point voisin, ou à un instant voisin, à l'aide de cette relation et non pas seulement de la constater expérimentalement. La discrétisation des signaux déterministes donne lieu à une valeur instantanée 20. correspondant à la valeur du signal à un instant donné et à un lieu géométrique des coordonnées définies. En imagerie médicale, seuls les signaux déterministes correspondent pratiquement à une information de la métrique spatio-temporelle utilisable. C'est pourquoi la Stéréoscanographie 4D s'éloigne de plus en plus de l'approximation non satisfaisante du signal pixellisé sur une surface 2D et évalué par l'averaging effect et agit sur l'impulsion 25. unitaire même du signal. Les signaux aléatoires de l'art ancien, à l'inverse des précédents, se définissent par le caractère imprévisible de leur évolution en fonction de l'espace ou du temps, ce qui n'autorise plus qu'une description statistique, qui donne souvent lieu à la fluctuation de la valeur dans un intervalle de confiance large. Le paramètre f désignant donc un signal aléatoire porte dans 30. ces conditions le nom de variable aléatoire qui accompagne le signal. Surajoutés à la partie utile du signal global, les signaux aléatoires se présentent en pratique à la façon d'un bruit gênant la compréhension de la conversation à laquelle ils se superposent. On leur donne parfois, pour cette raison, le nom de bruit aléatoire. Défini ainsi par son caractère imprévisible, le bruit est à différencier du fond continu qui correspond, dans le spectre d'un signal, au terme constant Ao de la relation. Alors que la 5. qualité de l'information par rapport à ce terme constant se définissait par la notion de modulation ; sa qualité par rapport au terme aléatoire se définit par la notion de rapport signal sur bruit, souvent notée SIB et que l'on peut évaluer par son expression logarithmique : SIB (en décibel) = 10 logo (SIB) [2 - 8] En imagerie médicale, les signaux aléatoires peuvent avoir deux origines. Dans certains cas, 10. ils sont dus à la nature même du phénomène engendrant le signal. Ainsi, l'image scintigraphique résulte de l'enregistrement d'un nombre de désintégrations par unité de temps fluctuant de façon aléatoire autour d'une valeur moyenne (non linéarité), qui seule comporte le message utile. Dans d'autres cas, ils sont dus au fonctionnement du système d'imagerie lui-même qui les ajoute au signal déterministe. Ainsi l'image obtenue par Résona- 15. nce Magnétique est créée à partir d'un signal électrique dont une partie notable provient de mouvements électroniques parasites nés dans les circuits de détection. Bien qu'utiles, car elles peuvent aider à trouver des solutions propres à faciliter l'extraction de la partie intéressante des signaux, les oppositions précédentes sont en fait un peu artificielles. On pourrait en particulier considérer que tout phénomène mesuré est à la fois déterministe du 20. fait de l'existence d'une valeur moyenne prévisible et aléatoire du fait de l'existence des fluctuations, l'importance de celles-ci dépendant surtout de la précision avec laquelle ce phénomène est conçu ou mesuré. L'information scintigraphique, par exemple, repose sur une moyenne déterministe qui véhicule le message médical au milieu de fluctuations aléatoires importantes, car le flux de photons 25. y pris en compte est faible. Inversement, l'information radiologique, malgré un aspect à première vue totalement déterministe, dû à la prise en compte du flux de photons X élevé, comporte une petite partie de données aléatoires dues entre autres au comportement individuel de chaque photon vis-à-vis de la matière ; une analyse densitométrique très précise des clichés peut d'ailleurs faire ressortir celle-ci. On retrouve là, en fait, les deux 30. aspects, classique déterministe et quantique aléatoire de la physique, aspects qui prédominent chacun selon l'échelle de l'analyse, le premier correspondant à l'effet moyen du second. Difficile dans ces conditions d'appréhender exactement la notion de signal ! Or en physique, une donnée comme celle-là doit être précisément mesurable. Changer d'échelle est l'autre but du tube à RX décrit ci-après. Voyons d'abord comment évolue la fonction en métrique 4D. 2.5.4. Généralités sur les fonctions aléatoires de la pixellisation 2D 5. 2.5.4.1. Loi de probabilité 2.5.4.1.1. Variables discrètes La suite des variables aléatoires fi, f2, ... f;, ... etc. peut être discrète, chaque valeur se présentant, lorsque n tend vers l'infini, avec une probabilité propre pi, p2, ... pi, ... etc., qui correspond à la limite du rapport n;ln du nombre n; û de fois qu'apparaît la variable f, au nom- 10. bre total n de fois qu'apparaît une variable quelconque. L'ensemble des correspondances fi û pi, f2 û p2, ... f; û p;, ... , etc., porte le nom de loi de probabilité et se désigne par la notation Pr(t) où Pr représente un ensemble de probabilités. Sa traduction se fait sous forme d'histogramme 3D comme dans le cas de la loi binomiale ou de la loi de Poisson. 15. 2.5.4.1.2. Variables continues Soit Af la différence choisie entre deux valeurs discrètes successives f et f;+i. Lorsque l'on fait tendre la valeur discrète pixellisée of vers 0, la variable f devient continue ; la probabilité précédente perd alors toute signification car, à la limite, la probabilité d'obtenir une valeur infiniment précise est toujours nulle. Par contre en désignant par la discrétisation APr la diffé- 20. rence entre deux probabilités successives, on peut utiliser la limite pr(f) = dPrldf du rapport APr/Mf qui, possédant une valeur finie dans le temps et dans l'espace (4D), conserve une signification. C'est cette limite de discrétisation, désignée sous le nom de densité de probabilité par unité de volume et de temps, qui permet d'exprimer la loi de probabilité d'une variable aléatoire continue comme dans le cas de la loi de Laplace-Gauss. 25. 2.5.4.1.3. Fonction de répartition dans l'espace et le temps On désigne sous le nom de fonction de répartition de la variable f, notée F(fr), la probabilité d'obtenir f inférieur à une valeur fr donnée soit : F(fr) = Pr(f On voit bien que la longueur d'onde À. figure dans la formule qui donne la position d'un 30. maximum d'interférence. Les différentes longueurs d'onde, en optique par exemple, ne sont donc pas déviées de la même façon : les maxima ne se trouvent pas au même endroit. C'est pourquoi on peut se servir de système de ce genre pour faire de l'analyse spectrale (mono-chromatique). Mais alors se pose directement le problème du pouvoir séparateur : dans quelle mesure peut-on séparer deux raies provenant de deux longueurs d'onde différentes ? Rayleigh a proposé un critère rustique pour résoudre ce problème (figure 8). Il a dit : on sépa- 5. re commodément deux raies si le maximum de l'une tombe sur le plus proche minimum de l'autre. On a fait mieux depuis avec le tube déjà breveté, et ce critère est facile à saisir. On introduit ici la fréquence u du signal, nombre d'oscillations par seconde, qui est manifestement liée à la longueur d'onde par u = c/? , c étant la vitesse de propagation de l'onde. Un calcul simple mène alors au résultat suivant : Au = c/mna, n étant le nombre total 10. de trous et Au la différence de fréquence qu'on est capable de discerner. Sinon, mn?, est le chemin que la dernière onde susceptible d'interférer doit parcourir en plus, si on compare avec la première onde. De ce fait, mn?lc est le retard à l'arrivée, At, entre la première et la dernière onde susceptible d'interférer. Et on a, en regardant de près, At0u 1. Des calculs plus perfectionnés ont montré que ce produit n'était pas supérieur ou égal à 1 ; 15. mais, plus rigoureusement supérieur ou égal à 114n : otou ?'/4 Tt. Changement d'échelle : At02u 1/41z At0u ? 1/8 Tc, limite infranchissable contraint pas à faire des mesures parfaites. Vous pouvez parfaitement rester en deçà des possibilités qu'elle offre ou changer d'échelle comme le proposait déjà la description du brevet réf. (3). 20. 2.7 Changement d'échelle. Application de l'Echelle des quanta - 2.7.1. Effet photoélectrique exploité dans le signal produit par le tube à RX déjà décrit (00 17 335). Energie du photon s = hu (à l'aide d'un détecteur photoélectrique) ou on peut aller jusqu'à détecter chacun des grains photoniques séparément, photon par photon ; autrement dit, pour 25. la description de la propagation, on doit adopter la vision ondulatoire et pour la détection, la vision corpusculaire des ondes électromagnétique des rayons X. On peut déjà obtenir des résultats intéressants sur le comportement du photon. En effet, la relation applicable à tous les milieux oscillants, Au0t '/ Tc doit pouvoir s'appliquer à eux. Multiplions donc cette relation par le h de Planck : h.Au0t 11/2 (h = ti/2.Tc est dite ((constante de Planck réduite� et se prononce �h barré�). Toutefois, hou = Ahu puisque h est une constante universelle. Or, hu est l'énergie du photon, d'après Einstein. On aboutit à la relation d'incertitude d'Heisenberg AcAt >_ fi/2, Os étant l'erreur inéluctable commise sur l'énergie du photon, nous nous trouvons donc en face 5. de limites infranchissables dans la détermination de son énergie qui devient la nouvelle limite physique dans l'échelle appliquée avec la technologie du tube stéréoscopique multiscan. On avait certes aussi constaté, déjà dans le domaine de la lumière visible où l'essentiel d'expérimentations sur les interférences ont été réalisées, qu'il était impossible d'obtenir des interférences avec plusieurs sources indépendantes, exactement comme si un photon ne 10. pouvait interférer qu'avec lui-même. Le meilleur temps, lié à la meilleure détermination possible de l'énergie, était nommé le temps de cohérence (D'où la nécessité d'une abstraction de l'espace 4D, dans le référentiel 4D{x,y,z,t}) nécessitant, tel que dans l'expérience de Young, un synchronisme parfait des ondes électromagnétiques issues des deux sources. . Cependant, On avait jamais expérimenté avec un tube à rayons X à double faisceau stricte- 15. ment synchrone et isospéctral, ceci dans la mesure où les deux cathodes du tube stéréoscopique multiscan sont montées en parallèles et alimenté par un seul et même courant du tube partageant la même intensité entre les deux cathodes (en lieu et place du système des miroirs optiques usuels de duplication du faisceau unique) (disque d'anode tournant à la même vitesse et usiné dans la même matrice métallique pour produire tel un système des 20. miroirs optiques un double faisceau stéréoscopique exactement symétrique). C'est la particularité de l'optique du tube stéréoscopique multiscan, qui permet de régler non seulement la distance 2k cm entre les deux foyers du tube ; mais aussi l'angle de vue y du double faisceau des RX tout comme sa cohérence latérale pour obtenir des franges discernables d'interférence des énergies électromagnétiques issues des deux sources. C'est 25. pourquoi dans la description qui va suivre l'insistance est faite sur l'aspect ondulatoire des ces énergies électromagnétiques que sur leurs aspects corpusculaires, développés ailleurs (brevet référencé (3). (Figure interféromètre.), du point de vue de la physique statistique. 30. 2.7.2. Aspect ondulatoire des faisceaux des rayons X Supposons qu'un phénomène oscillant puisse, comme nous l'avons vu, être représenté sous la forme f = fo exp (2i7tolTo). Si on veut observer ce phénomène depuis un autre référentiel animé de la vitesse v par rapport au premier, sans négliger la relativité, il faudra appliquer la transformation de Lorentz à to pour avoir la représentation de notre phénomène dans le nouveau référentiel adopté. 5. f = fo exp [2iit(tIT û xla,)] [2 - 9] A la période T, qui nous rappelle si besoin était que l'on travaille dans le référentiel 4D {x,y,z,t} est associée une "fréquence" u inverse de T ou une �pulsation� co = 2iru. Si, comme pour les photons, on associe à u une énergie hu, et si, selon les règles de la relativité restreinte, à l'énergie hu on associe une masse mcZ, on s'aperçoit qu'entre la masse liée à la 10. période dans le premier système, on a m = mol* - [32. C'est exactement la transformation relativiste de la masse = ? = hl mv. Cet enchevêtrement de sinusoïdes de fréquences multiples avec des amplitudes diverses et variées a été étudié avec soin par Fourier, qui a donc réussi à représenter un son quelconque, ou plus précisément une fonction périodique quelconque f(t), par une série de Fourier, som- 15. me d'une multitude de sinusoïdes (exponentielles pour faciliter) d'amplitudes quelconques et de fréquences nu multiples de l'une d'elles auxquelles s'apparente parfaitement l'analyse des franges d'interférence. En fait, traditionnellement au lieu d'utiliser la fréquence u, on utilise la pulsation co = 2iru et on a donc (En veut dire somme sur tous les n) : f(t) = En an exp (n;wt). Les a, sont les ampli- 20. tuiles partielles. II est bon de rappeler ici un certain nombre de principes que l'on a complètement perdu de vue depuis que c'est l'informatique qui détermine la marche en avant de la Radiologie. Elle est dans l'esprit de beaucoup de gens devenu les principes mêmes de l'imagerie radiologique. Quels sont en fait les éléments innovants de base ? 3. Exposé de l'invention Inspirée du tube stéréoscopique (00/17335 ù 2 819 141), la présente invention concerne un procédé et un tube à RX générateur d'un double faisceau synchrone en éventail, dans une enceinte à vide, par émission thermoïonique des électrons ensuite accélérée entre une 5. différence de potentiel (ddp) cathode ù anode cible pour produire un faisceau dédoublé des rayons X au moyen d'un double cristal monochromateur du type Si(111) (système de miroir de Lloyds = premier cristal monochromateur) qui scinde le faisceau des rayons X en deux et oriente les deux faisceaux résultants vers deux fentes ou fenêtres de l'enceinte à vide, lesquels faisceaux résultants se recouvrent au niveau du récepteur par un autre jeu double 10. de cristaux collimateurs plans de type Si(220) disposés, à l'extérieur de l'enceinte à vide du tube, de part et d'autre du côté latéral des fenêtres en fentes du tube à rayons X (cristaux collimateur des rayons X), tel que dans un interféromètre, assez près des deux fentes distantes de 2 k cm pratiquées dans l'enceinte pour laisser passer deux faisceaux symétriques orientés comme dans le tube stéréoscopique à deux faisceaux (synchrones) 15. isotropiques avec chacun un angle 0 symétrique (≠ 'y), décrit dans le tube stéréoscopique déjà brevet 00/17335 ù 2 819 141 et dans ses applications techniques. Elle prolonge en cela, améliore et précise en général la technologie du tu stéréoscopique, en matière de compacité d'échantillonnage forte, de cohérence du faisceau résultant et de production à partir des ondes synchrones en phase (deux ondes sont en phase lorsqu'elles 20. oscillent de manière identique dans le temps), inhérente au système stéréoscopique multiscan de la demande de brevet n° 00/17335 ù 2 819 141, en ce qui concerne notamment les autres aspects nouveaux de réalisation d'imagerie en contraste de phase de cette technologie dont la priorité remonte au 29 décembre 2000. Si 0 = ouverture du champ des faisceaux respectifs des RX émis. Et si 'y = angle au point 25. d'intersection des rayons résultants de l'interaction électromagnétique du double faisceau de balayage, évalué entre les RX extrêmes, les plus externes des deux faisceaux primaires (ou foyer virtuel), d ont I' axe optique se confond avec la bissectrice de l'angle 'y du double faisceau et un ensemble des moyens connus dans l'art pour améliorer les mesures de visibilité des franges d'interférence. C'est donc un tube dispose d'un foyer également virtuel 30. et à très petit angle de vue y, mais également à forte compacité des rayons par chevauchement des faisceaux secondaires résultants : petit angle de vue y, apte à équiper un dispositif capable de détecter les paramètres spatio-temporels f,x,y,z,f spécifiques d'une imagerie scanographique 4D décrite avec le tube stéréoscopique multiscan (E.P. 2 819 141 1 017 335) dans les références 2 et 3. On appelle système d'imagerie un dispositif capable de détecter les paramètres fo,xo,yo,zo,to et d'engendrer les paramètres f;,x;,y;,z;,t;. Un tel dispositif établit, ainsi, une correspondance 5. point par point entre les valeurs fo et fi des deux espaces objet et image. On peut noter cela : fo(ro) = système d'imagerie = f(n) Dans une telle conception, les paramètres fo et f; sont en général différents et les paramètres de repérage spatio-temporel ro et ri ont le plus souvent des échelles différentes. On peut se rendre compte, cependant, que l'objet et l'image sont de même nature et que seule les 10, distingue l'un de l'autre leur position respective, en amont ou en aval du système. II est, par suite, possible dans de nombreux cas de rassembler les notions d'image et d'objet dans celle de signal que l'on note tout simplement : f(r) ou f(x,y,z,t). Le faisceau dédoublé produit par le tube à RX de la présente invention, comme celui du tube stéréoscopique, est apte de par ses propriétés à permettre grâce à l'appréciation de la phase 15. de son front d'onde polychromatique, refocalisé, fortement cohérent et à très forte compacité des rayons X, une étude parfaite des variations d'épaisseurs et de contraste d'un objet mieux que par transmission et atténuation différentielle des rayons X ; ceci en vue d'une discrétisation infinitésimale de l'objet exploré et au besoin une imagerie à l'échelle submicronique voire nanométrique (nanotechnologique) avec un signal plus déterministe. 20. Le faisceau ainsi dédoublé détermine un maillage en franges du détecteur plan par interférence des rayons issus des deux fentes du tube à rayons X proportionnellement à la longueur d'onde, 1, rendant possible la rétrofocalisation de l'optique des rayons X de manière à éloigner le plus possible en arrière le foyer virtuel I, source des rayons résultants, du centre 0 grâce à une optique de refocalisation des faisceaux du tube à rayons X sur un foyer virtuel 25. éloigné I. L'Optique de refocalisation (ou de collimation du faisceau) du tube de la présente invention détermine en effet, comme dans le tube déjà décrit, un foyer secondaire I, virtuel (focalisation = concentration des rayons sur l'échantillon en cours d'examen) en arrière de la ligne des foyers effectifs du tube, selon le degré de convergence des axes optiques des faisceaux 30. réels : on parle de refocalisation du faisceau dédoublé, lorsqu'on obtient un faisceau de très petite taille sur l'échantillon que l'on souhaite étudier (ligne de lumière en synchrotron ou en cyclotron, appliquée au tube à rayons X de telle sorte que les rayons résultants sont moins divergents dans le faisceau résultant de balayage et donne lieu à une diffusion à très faible angle contributive à la formation de l'image, contrairement à la diffusion nocive à grand angle inhérent à la forte conicité d'incidence des rayons primaires de l'état de l'art). Une distinction doit être faite ici d'emblée avec le montage radiostéréoscopique de Charles 5. Wheatstone décrit ailleurs et dans lequel n'intervient aucune interaction électromagnétique. Interaction électromagnétique: phase, cohérence et interférence de RX Le tube à RX de la présente invention est apte à produire un faisceau plus cohérent que celui d'un tube à rayons X ordinaire grâce à l'interaction électromagnétique, dans un de modes de 10. réalisation du double faisceau synchrone de balayage du tube à RX. Sachant qu'un faisceau est cohérent, lorsque les ondes électromagnétiques qui le composent oscillent de manière régulière aussi bien dans l'espace que dans le temps. Seules étaient jusque-là capables des telles performances physiques les lignes de lumières de synchrotron. La conjonction, selon le mode de réalisation, d'au moins deux sources synchrones rend le tube stéréoscopique à 15, faisceau dédoublé apte à faire interagir les rayons des deux sources et de produire interférence et diffraction, tel que dans la référence (3), à partir du double faisceau de balayage du tube à rayons X de la présente invention. Cette propriété rend ce tube à rayons X plus apte à réaliser, comme à partir d'une lumière de synchrotron, des images non seulement par interférométrie, tel qu'avec le tube stéréoscopique multiscan, mais aussi par contraste de 20. phase et par diffraction. C'est-à-dire des images phases sensibles en métrique 4D de l'espace et du temps, aussi bien à l'échelle d'une discrétisation pixellisée qu'à une échelle micronique plus fine voire submicronique (ou nanométrique), en plus des images en contraste d'absorption. Cette invention appartient de ce fait à la nanotechnologie, en raison de son pouvoir de sépa- 25. ration très inférieur à ce qui est communément admis en radiologie numérique classique (de l'ordre de 50 à 100 pm minimum) voire même en radiographie classique (écran-film fins, de l'ordre de 20 à 40 pm) et autorise l'utilisation de récepteur non pixellisé (sans cloisonnement en pixels 2D de la numérisation classique non sans une nouvelle forme de maillage interférentiel 3D de l'image) autrement quadrillé et non sans déterminisme du signal détecté. 4. Brève description des dessins La figure 1 illustre schématiquement le double foyer de l'anode tournante d'un tube à rayons X classique et la définition graphique des foyers optiques sur la cible anodique de 5. l'état de l'art. La figure 2 schématise l'abaque débit/temps d'un tube radiogène de l'état de l'art. La figure 3 est un diagramme du refroidissement en fonction du temps d'un tube RX de l'état de l'art. Les figures 4 et 5 schématisent le refroidissement après échauffement en fonction du 10. temps d'un tube RX de l'état de l'art. La figure 6 illustre schématiquement la cible de l'état de l'art de face et de profil. La figure 7 illustre la limite physique des systèmes d'imagerie analogique utilisant l'optique de l'état de l'art. La figure 8 illustre schématiquement le tube stéréoscopique multiscan breveté dans la 15. famille des tubes stéréoscopiques référencé (1) qui dépassent les limites physiques de la figure 7 grâce aux raies d'interférence que ces tubes sont aujourd'hui aptes à produire. La figure 9 schématise les conditions d'interférences en un point donné : ces dernières sont dues à la superposition des ondes qui y arrivent mais aussi la détermination précise de franges détectables et indétectables, en fonction de la distance interfocale. D'où 20. l'Importance de la distance interfocale 2 k cm. Un coefficient k optimal détermine un maillage plus détectable avec DQE fort, tandis que un k mal choisi peut conduire à des franges indétectables (indifférenciables) avec DQE faible. Dans ces conditions, les maxima apparaissent là où les différentes ondes arrivent en même temps avec leurs propres maxima. Or, pour une onde particulière, deux maxima sont séparés dans l'espa- 25. ce par une longueur d'onde À des rayons émis par le tube radiogène, qui est l'actuel pouvoir de séparation des systèmes d'imagerie stéréoscopique. La figure 11 illustre schématiquement les franges d'interférence produites respectivement avec quatre et deux sources synchrones isospectraux des rayonnement. La figure 12 rappelle la rectification d'obliquité des rayons résultants obtenus au moyen de l'interaction entre les rayons issus des deux sources P et Q d'un tube à deux foyers anodiques cible produisant deux faisceaux synchrones isospéctraux des rayons X ou tube stéréoscopique multiscan. La figure 13 illustre schématiquement le tube à rayons X monoscopique de l'état de l'art. Tandis que la figure 14 illustre schématiquement le tube à rayons X de la présente inven- 5. tion, en tout point égal par ailleurs au tube monoscopique illustré ci-dessus avec un faisceau unique dédoublé sinon au moyen d'un jeu des miroirs optiques qui le caractérise. La figure 15 illustre schématiquement un maillage en franges d'un capteur plan illuminé par un double faisceau de balayage dont les rayons sont en interférence électromagnétique tout comme le profil des raies d'interférence discernables d'un signal 10. des rayons X transmis d'un système d'imagerie utilisant un tube stéréoscopique. La figure 16 schématise le principe du dédoublement du faisceau de balayage en lieu et place du dédoublement du circuit du courant du tube à rayons X du type déjà décrit (brevet n° 00 17 335). Une source de courant alternatif est couplée en parallèle aux dits 15. filaments convient mieux à l'imagerie interférométrique stéréoscanographique en relief. Elle montre la similitude avec l'optique du tube stéréoscopique multiscan, dans son mode de fonctionnement synchrone à deux sources et en rayonnement continu, dont il tire l'inspiration. Le dédoublement s'effectue plutôt au niveau du faisceau monoscopique et non plus à celui du courant du tube, comme dans le premier optique stéréoscopique, et 20. convient mieux à l'imagerie mammographique en relief, par exemple. La figure 17 montre la similitude avec l'optique des rayons X dans un autre tube à RX interférométrique pour en illustrer le principe physique de ce type d'optique (= objectif). 25.5. Exposé détaillé de mode de réalisation Pour faire d'une longue histoire une courte, la stéréoscopie fut en général un pur cauchemar de précision micrométrique à chaque étape de la production et de la post-production, déjà à l'âge analogique 1 chimique. La photographie stéréoscopique traditionnelle consiste certes à 30. créer une illusion 3-D au moyen d'une paire d'images 2D. La façon la plus facile de créer la perception de profondeur dans le cerveau n'est-il pas de fournir en même temps aux yeux du téléspectateur deux images différentes, représentant deux perspectives différentes du même objet, avec une déviation mineure semblable aux perspectives que les deux yeux reçoivent naturellement en vision binoculaire (= stéréovision). Il va de soi que la photographie tridimensionnelle industrielle moderne peut utiliser des ondes électromagnétiques comme le laser ou 5. d'autres techniques avancées pour détecter et enregistrer l'information tridimensionnelle. En effet, la Stéréoscopie ou imagerie stéréoscopique ou imagerie tridimensionnel (3D) en relief est une technique capable d'enregistrer l'information visuelle tridimensionnelle ou de créer l'illusion de profondeur dans une image (effet de perspective). Aussi �la Révolution Digitale� nous a-t-elle apporté tous les outils nécessaires pour faire de la stéréoscopie aussi 10. facile qu'une tarte. Le dernier pas de la digitalisation de l'optique des rayons X achève l'évolution qui permet aux outils de radioscanographie d'être "Digitale de la lentille à la lentille". Cela signifie de l'objectif d'un tube à rayons X jusqu'à l'affichage des images qui sont, à chaque étape du processus de post-production, des chiffres. Cette production digitale rend possible l'approche des images de logiques stéréoscopiques, précises, et qui sont charman- 15. tes et confortables à observer. Qu'à cela ne tienne, dans le descriptif qui va suivre la présente invention ne fait pas du tout partie de la famille des inventions issues du concept technologique de Sir Charles Wheatstone. Dans ce dernier, il faut insister sur l'illusion de profondeur dans une photographie, un film (vidéo), ou autre image bidimensionnelle (2D), créée en présentant une image légèrement 20. différente à chaque oeil grâce à un stéréoscope, inventée par Sir Charles Wheatstone, en 1838. Le processus de conversion consiste en l'utilisation de la longueur originale, �l'oeil principal� est utilisé pour produire avec �le deuxième oeil� l'utilisation de logiciels CG spécifiques. Car ce processus maintient la qualité originale primitive sur votre oeil principal, d'habitude le droit, l'abattage résultant consiste en ce que l'image complète soit parfaite. C'est 25. fait en utilisant la détection automatique du contenu et la stratification multiple, basée sur l'analyse de vecteur de mouvement (car ces gens là ne vous diront pas comment il est fait à moins de manipuler quelques chargements de camion en parts d'ILM), en utilisant des objets de fond, on peut calculer le mouvement d'un faisceau de balayage à l'autre, focal et zoom. Pour qu'il n'y ait aucune confusion possible, sachant que l'objectif final est l'imagerie en 30. contraste de phase, précisons encore les points historiques de non filiation technologique ci-après : 41 2935066 5.1. La Stéréoscopie, imagerie stéréoscopique ou imagerie 3-D Le terme Stéréoscopie est généralement utilisé dans l'acception d'observation binoculaire de deux images, chacune destinée à un des deux yeux, et qui diffèrent du fait de l'écartement des points de vue, d'où il résulte une fusion en une image unique et tridimensionnelle. Quand 5. bien même la stéréoscopie est applicable comme dans le brevet DE 36 00 221 Al [3] à la radiographie, à la photographie, au cinéma, à la vidéo, au dessin, à la peinture, aux images de synthèse, aux images obtenues au moyen de divers rayonnements (infra-rouge, ultra-violet, rayons X, ultrasons), ou avec des instruments grossissants (télescope, microscope optique ou électronique) n'est pas l'équivalent de la stéréoscanographie 4D. Pour une telle 10. observation un stéréoscope n'en reste pas moins nécessaire. Le radiosctéréoscanner X 4D (E.P. 2 819 140 l 017 333), par exemple, n'est pas un concept équivalent au stéréoscope ni non plus à un système de projection en lumière polarisée, ceci dans la mesure où il dispose bien d'un nouvel objectif avec une physique et une optique propre. C'est donc n'importe quelle technique capable d'enregistrer l'information visuelle 15. tridimensionnelle et de transposer cette vision réaliste dans une image représentant l'objet ou encore de créer l'illusion de profondeur (la perspective) dans une image. L'illusion de profondeur ou perspective dans une photographie, dans le film, ou une autre image (2D) bidimensionnelle est, à l'origine, créée en présentant une image légèrement différente à chaque oeil, mais aussi par une double prise de vue préalable avec un angle de vue 20. légèrement différent entre les deux pour que la superposition des ces images rende compte du relief imperceptible sur chaque image prise individuellement. Beaucoup d'expositions 3D utilisent cette dernière méthode pour transmettre des images. Il a été d'abord inventé par Charles Wheatstone, en 1838, avant les premières publications sur les procédés photographiques de Daguerre en France, puis de Talbot, en Angleterre. Dès 1841, Wheatstone et 25. Talbot font réaliser les premiers couples stéréophotographiques. Le premier appareil à deux objectifs conçu spécialement pour la stéréophotographie par David Brewster fut réalisé vers 1845. Puis de tels appareils ont été commercialisés à partir de 1853 par plusieurs firmes. Autrefois, les photos en relief ne pouvaient être observées qu'avec un stéréoscope, donc par une seule personne à la fois. Après les immenses progrès techniques récents, des polari- 30. seurs légers, peu coûteux, qui ne dégradent ni l'image ni ses couleurs, permettent de réaliser des projections en relief sur grand écran, faisant découvrir en même temps à des centaines de personnes de merveilleux spectacles à la fois en couleurs et en relief. Le Stéréoscope est l'appareil pour observer en relief des diapositives ou des figures imprimées côte à côte, Dans ce dernier cas, certaines personnes arrivent à voir en relief sans stéréoscope, soit en louchant (vision "croisée"), soit en écartant les axes de visée des deux yeux (vision "parallèle") ; mais il leur faut s'éloigner de ces vues, surtout si elles sont assez 5. larges : la restitution du relief est toujours plus fidèle à l'aide d'un stéréoscope, surtout s'il permet d'observer les deux vues d'une distance assez courte. Le stéréoscope le plus simple comporte deux loupes écartées de 6 à 7 cm environ sur un même support carton ou plastique. Mais il existe aussi des stéréoscopes plus perfectionnés, incorporant par exemple leur source de lumière, ou pourvus d'une mise au point réglable, ou munis de lentilles à distorsions plus 10. réduites, Avec l'apparition des plaques photographiques toutes prêtes, la photo stéréoscopique a pris un grand essor, par exemple avec l'appareil Verascope de Jules RICHARD à partir de 1893. Quand le film 35 mm couleur devint disponible au lendemain de la dernière guerre mondiale, l'appareil STEREO REALIST fut vendu à plus de cent mille exemplaires. Le cinéma se mit en 15. relief dès 1915, les premiers essais de télévision en relief ont eu lieu dans les années 1940. L'autre solution consiste à acheter un appareil à deux objectifs, on en trouve d'occasion dans diverses foires à la photo, à partir de deux mille francs ; ces appareils sont de technologie ancienne, 1950 par exemple (pas de cellule, choix limité de temps de pose et de diaphragme...). Toutes ces solutions ont déjà été appliquées en Stéréoradiologie, sans plus 20. de prétention ! La Stéréoscopie est actuellement utilisée notamment en photogrammétrie mais aussi pour le divertissement par la production de stéréogrammes. La Stéréoscopie est utile dans l'observation d'images rendues de grandes séries des données multidimensionnelles telles qu'elles sont produites non seulement par des données expérimentales mais aussi par certains dis- 25. positifs de scanographie. Des objets tridimensionnels complexes comme les modèles moléculaires, qui existent seulement dans des séries de données informatiques, peuvent ainsi être rendus en utilisant la stéréoscopie comme une aide à la création de médications (médicaments). Photographiquement créés des modèles tridimensionnels (3D) numérisés sont aussi utilisés dans des applications industrielles et médicales diverses comme la CAO I 30. CAM. Mais, pas encore en radiodiagnostic ! Projection en lumière polarisée : C'est le procédé le plus performant de stéréoscopie pour qu'une assistance nombreuse puisse pleinement profiter de toutes les qualités des diapositives en relief. Chaque spectateur porte alors une paire de lunettes polarisantes, légères et peu contraignantes, qui ne déforme pas l'image ni ne modifie pas les couleurs. Les projecteurs sont aussi munis de polariseurs; l'écran est choisi pour bien préserver la polarisation de la lumière. Rien de tel n'est décrit avec les tubes à RX de la famille de la présente invention. On peut observer les images en relief de plusieurs façons différentes : 5, 0- certaines personnes arrivent à voir en relief deux vues posées côte à côte, sans aucun instrument, en louchant ou en regardant sans faire converger les yeux, malgré l'accommodation qui les force normalement dans ce sens ; ' s'il s'agit de tirages sur papier de moins de 6 cm de largeur, avec un stéréoscope composé de deux lentilles, une devant chaque oeil ; 10. s'il s'agit de tirages de plus grande largeur, avec des lentilles décentrées ou munies de prismes, ou, si les tirages sont encore plus larges, avec un tube à RX à miroirs ; ' s'il s'agit de diapositives, avec une visionneuse composée de deux oculaires et éclairée par l'arrière ; tâ- mais, la méthode la moins contraignante consiste à projeter les deux vues, polarisées 15. chacune dans une direction sur un écran non dépolarisant, et à porter des lunettes polarisantes. On trouve dans le commerce des stéréoscopes convenables, modernes ou anciens d'occasion, à quelques centaines de francs. 20, 5.2. APPLICATIONS PROFESSIONNELLES DE L'IMAGE 2D EN RELIEF Dès les premières réalisations de photographies en relief, on a collectionné par ce procédé des images d'archives : reportages de voyages, architecture, sculpture, etc. De telles photographies, tirées sur papier cartonné en format carte postale, ont été mises en vente par plusieurs éditeurs. 25. Des scientifiques ont aussi publié, depuis plus d'une centaine d'années, des encyclopédies constituées ou assorties d'images 2D en relief, en botanique, zoologie, entomologie, ornithologie, géologie, météorologie, astronomie, anatomie animale et humaine. Pendant un siècle et demi, ces applications professionnelles n'ont jamais cessé de s'étendre. La cartographie 2D des régions accidentées ne se fait plus qu'à partir de photos prises en 30. relief par avion ou par satellite. C'est ainsi que le satellite SPOT a entrepris la cartographie entière de la Terre en relief. Avec des appareils modernes de "photogrammétrie", les géographes restituent avec une grande précision (dix mètres en horizontal, trois mètres en altitude) toutes les coordonnées (3D) des éléments reconnus sur les images prises, lors de deux passages successifs du satellite. L'observation des très petites structures (insectes et acariens, cellules de l'organisme, micro- 5. cristaux, microassemblages, circuits intégrés...) se fait désormais en stéréoscopie, grâce au microscope optique confocal, au microscope à effet de champ ou au microscope électronique à balayage. La plupart des microscopes optiques professionnels modernes sont aussi équipés pour la vision binoculaire et la photographie stéréoscopique. La présentation 2D en relief n'est pas réservée aux images obtenues par photographie en 10. lumière visible : il est également possible de présenter en relief des images 2D réalisées avec d'autres rayonnements électromagnétiques : infra-rouge, ultra-violet, hyperfréquences (captées par le radar), rayons X. On peut aussi représenter en relief ; cela oblige toutefois à des calculs plus importants, les images obtenues par réflexion des ultrasons (échographie) ; on sait l'adapter aux dessins et aux images de synthèse réalisées par calcul sur des 15. ordinateurs ; ces images 2D-3D de synthèse en relief sont utilisées par exemple dans des simulateurs d'entraînement. On sait aussi présenter en relief des images 2D calculées par ordinateur à partir de données recueillies par toutes sortes de capteurs, ce qui est souvent le cas par exemple en imagerie médicale classique. Ainsi les images 2D recueillies par résonance magnétique nucléaire, ras- 20. semblées dans un ordinateur qui recueille l'intensité de la résonance ou son temps de relaxation dans chaque position, peuvent être présentées en relief multiplanaire, grâce aux algorithmes de post-traitement des données d'images. La présentation 2D en relief a souvent été utilisée dans des buts de communication à caractère professionnel : de nombreux films d'entreprise, soit à l'attention de leur personnel, 25, soit à l'attention de leurs réseaux commerciaux, ont été réalisés en relief. La télésurveillance et les télécommandes en milieux inaccessibles, soit parce qu'il est impossible, difficile ou dangereux, d'y pénétrer (nucléaire, espace, milieu sous-marin, milieux toxiques ou à haute température), soit parce que la présence humaine y est indésirable (salles hors poussières...) se font de plus en plus en stéréoscopie, car c'est le seul moyen 30. d'appréhender avec précision la disposition des objets dans un endroit inaccessible. La "C.A.O." (conception assistée par ordinateur) utilise des images de synthèse en relief pour modéliser des assemblages mécaniques complexes ou des macromolécules de la biochimie. Des équipements spéciaux, mettant en relief les écrans cathodiques des consoles graphiques, ont déjà été commercialisés en France comme aux Etats-Unis. La photographie, la microscopie et la vidéo stéréoscopiques sont de plus en plus utilisées dans de nombreuses branches de la médecine, comme par exemple anatomie, odontologie, 5. ophtalmologie, chirurgie, radiographie, échographie, conception des prothèses. Des retransmissions vidéo en relief permettent aussi aux étudiants d'assister à des opérations chirurgicales, comme s'ils étaient placés à proximité. La stéréoscopie, qui n'est pas le moins du monde synonyme de radiostéréoscanographie 4D ou de radiostéréoscanoscopie 4D, a aussi été utilisée à de nombreuses occasions pour des 10. applications industrielles, aéronautiques et spatiales : par exemple, des équipements de radiographie stéréoscopique ont été utilisés pour la fouille des bagages dans des aéroports ; par ailleurs on observe avantageusement en stéréoscopie l'approche du dispositif de ravitaillement en vol des avions les premiers pas humains sur la Lune ont été photographiés en relief. 15. Des films en relief ont été projetés en salle, dans les circuits commerciaux normaux; des cassettes vidéo en relief, accompagnées des lunettes spéciales à "cristaux liquides" nécessaires pour les observer en relief, ont été commercialisées, surtout au Japon. Une série intéressante d'applications industrielles de la stéréoscopie 2D est désignée sous le nom de "fausse stéréoscopie" : on y présente en effet aux deux yeux d'un observateur des 20. images qui, normalement, sont identiques, la moindre différence est immédiatement détectée : soit pour comparer au modèle un objet fabriqué et déceler un défaut de fabrication, soit pour comparer deux vues successives du même objet, et déceler une déformation. Comme peuvent le comprendre ceux qui sont habitués à la présentation d'images en relief, il n'y a pas de limite à l'étendue potentielle des applications de ce moyen de présenter les 25. images ; pour chaque type de besoin, il existe une multitude de méthodes bien éprouvées, très peu contraignantes et qui présentent des images en relief de qualité. Mais, les applications de la stéréoscopie sont encore peu répandues, car on ne trouve pas couramment dans le commerce les équipements nécessaires, et surtout parce qu'encore très peu de personnes ont pris réellement conscience des énormes avantages que pourrait leur 30. apporter cet ensemble de techniques. On peut aussi rêver de nouvelles applications qui n'ont pas encore, à notre connaissance, été citées ; qui sont compatibles avec des moyens techniques facilement accessibles et qui procureront sans nul doute beaucoup d'économies ou de sécurité On peut envisager par exemple un centre de contrôle de la circulation aérienne, au voisinage d'un aéroport en zone montagneuse, équipé d'écrans stéréoscopiques où apparaissent, au- 5. dessus d'un "fond de carte" représentant en relief les accidents de terrain, les positions des aéronefs repérées et mesurées par le radar. On distinguerait immédiatement un avion s'approchant dangereusement d'une montagne, ce qui laisserait le temps de l'alerter pour éviter l'accident. Pourtant, quel est le responsable d'aéroport qui a déjà pensé à demander à ses fournisseurs d'équipements ces moyens de surveillance en relief ? 10. On peut rêver d'un chirurgien qui observe en temps réel, pendant son opération, la position en trois dimensions de ses outils, lames ou pinces, par rapport aux organes dont la position est révélée par radiographie 2D, et de ce fait maîtrise son travail avec plus de précision, même si l'image en relief stéréoscopique n'est pas aussi précise qu'en monoscopie. Mais, les équipements de radioscopie ou radiographie stéréoscopique brevetée ne se sont toujours 15. pas développés, compte tenu du concept technologique séculaire sur lequel ils sont basés. On peut encore rêver d'un ingénieur mécanicien concevant les détails d'un assemblage complexe sur un système de "C.A.O." en relief : avec un outil de désignation qu'il déplace dans l'espace et qui lui apparaît avec les pièces de son assemblage en trois dimensions sur son écran stéréoscopique, il saisit immédiatement une pièce à agrandir, à déplacer, à dupli- 20. quer, comme le font couramment tous ses collègues qui travaillent en présentation plate (même si sa base de données est gérée en trois dimensions) avec la "souris" bien connue. Mais, les tentatives de commercialisation d'écrans stéréoscopiques de C.A.O. ont relative-ment échoué, faute d'outils de désignation et de logiciels convenablement étudiés et spécifiquement adaptés au travail avec une présentation en superposition et en trois dimensions. 25. Bien entendu, tous ces équipements peuvent être réalisés avec des techniques connues, inspirées de la technique de Charles Wheatstone et relativement peu coûteuses si on les compare au matériel déjà réalisé pour perdre du temps ou manquer de sécurité en ne voyant qu'en deux dimensions. Et on peut imaginer encore de nombreux exemples où la troisième dimension apporterait des avantages décisifs ; et mieux encore, la quatrième dimension de la 30. radiostéréoscanographie 4D ! Les procédés et les caméras de photographie numérique ont certes récemment ouvert la voie à l'utilisation pratique de la stéréo 3D par un large et croissant segment d'ordinateur utilisant 47 2935066 û public. Cependant, l'imagerie médicale diagnostique ne s'y était pas encore mise. La radiostéréoscanographie 4D entend remédier à cela en mettant au point une optique des rayons X en stéréovision avec une cohérence accrue du double faisceau de balayage propre à réaliser une imagerie 4D en contraste de phase. L'élément essentiel étant l'optique que 5. constitue la présente invention en vue d'équiper entre autres des appareils de radio- stéréoscanographie 4D et radiostéréoscanoscopie 4D, de radiostéréomammographie, etc. Tandis que la radiographie en contraste de phase est une technique d'imagerie qui utilise les changements de phase dans l'onde des rayons X, lorsqu'elle passe à travers un objet tel un mécanisme de contraste d'image 4D. Puisque les effets de contraste de phase montrent cer- 10. tes un degré inhérent généralement fort de rehaussement de bord. Une exigence essentielle de la radiographie de contraste de phase est qu'une source de rayonnement électromagnétique ait un degré élevé de cohérence spatiale et temporelle. La description ci-après concerne un système d'imagerie 2D à base de cristaux (miroirs) permettant de faire de la stéréovision 4D à partir d'un seul foyer d'anode du tube à rayons X (optique des rayons X) 15. constituant l'objectif de prise de vue d'un système d'imagerie 4D. 5.3 IMAGERIE DE CONTRASTE DE PHASE A PARTIR D'UN TUBE A RAYONS X Beaucoup d'études dans la littérature ont été réalisées en imagerie à l'aide de radiographie de contraste de phase utilisant une source de synchrotron et un monochromateur, les études qui ont une grande applicabilité en routine à l'imagerie clinique seraient celles pourtant qui 20. utilisent, comme dans cette invention-ci, un tube à RX plus traditionnel, source de rayonnements X, réalisent une cohérence spatiale au moyen de la relation géométrique entre la taille du foyer des rayons X (ultra-petite = 20 pm ou avec des foyers conventionnels : 0.3 mm), la distance RI (2 à 4 m) de la source à l'objet et la distance R2 de l'objet au détecteur. La base physique de l'imagerie de contraste de phase résulte des différences d'indice de 25. réfraction des rayons X entre les différents matériaux. L'index de réfraction (n) pour un rayonnement électromagnétique donné est donné par la relation : n 1 - 8 - i(3 qui caractérise l'imagerie en contraste de phase. En revanche, la radiographie 2D traditionnelle d'absorption dépend uniquement du composant imaginaire, j3, où le déplacement de la phase dépend uniquement du composant réel, S. Aux énergies élevées la dépendance de l'énergie du composant d'absorption ((3) est 48 2935066 proportionnelle à E-4, alors que celle du composant de déplacement de phase (8) est proportionnelle à E-2 (R. Fritzgerald : Phase-sensitive x-ray imaging � Phys Today 53 ; 2000 : 82 et s). Cette différence implique que le déplacement peut être évidente même aux énergies peu élevées où les différences d'absorption relatives ne sont pas visibles (R. Fritzgerald : 5. Phase-sensitive x-ray imaging. Phys Today 53 ; 2000: 82 et s . C. Raven et al : Phasecontrast microtomography with coherent high energy synchrotron x rays. Appl Phys Lett 69 ; 1996: 1826-1828). Il a même été suggéré qu'à certaines gammes d'énergies, l'effet soit essentiellement indépendant de l'énergie des rayons X (S. Wilkins, T. Gureyev, D. Gao, A Pogany, and A. Stevenson : Phase-contrast imaging using polychromatic hard x-rays. Nature 10. (London) 384 ; 1996: 335-338.) Inspirés récemment par les expérimentations d'imagerie en contraste de phase basée sur des sources des rayons X produits par le synchrotron, plusieurs études d'imagerie en contraste de phase utilisant des sources polychromatiques des rayons X (tube à rayons X) ont été rapportées (S. Wilkins et al : Phase contrast imaging using polychromatic hard x-ray. 15. Nature (London) 384 ; 1996: 335-338. A. Pogany, D. Gao, and S. Wilkins : � Contrast and resolution in imaging with a microfocus x-ray source. Rev Sci Instrum 68 ; 1997 2774-2782. C.J. Kotre and I.P. Birch : Phase contrast enhancement of x-ray mammography : a design study, Phys Med Biot 44 ; 1999 : 2853-2866. E. Donnelly and R. Price : Effect of kVp on edge-enhancement index in phase-contrast radiography. Med Phys 29 ; 2002: 999-1002. X. 20. Wu and H. Liu : A general formalism for x-ray phase contrast imaging. J. X-Ray Sci Technol 11 ; 2003: 33 12. X. Wu and H. Liu : Clinical implementation of phase contrast x-ray imaging : Theoretical foundation and design considerations. Med Phys 30 ; 2003 : 2169-2179. E. Donnelly, R. Price, and D. Pickens : � Dual focal-spot imaging for phase extraction in phasecontrast radiography. Med Phys 30 ; 2003 : 2292-2296). De ce qui précède, il ressort une 25. théorie compréhensible pour l'imagerie radiographique clinique en contraste de phase et la des recommandations (lignes directrices) pour des conceptions diverses d'un système optimal (X. Wu and H. Liu, Med Phys 30 ; 2003: 2169-2179). Cette théorie a spécifiquement identifié quatre facteurs cliniquement importants qui affecteront significativement l'imagerie en contraste de phase et dont tient compte la présente 30. invention. Ces quatre facteurs sont le spectre polychromatique des rayons X, la cohérence spatiale limitée des ondes sphériques provenant d'un foyer de taille finie, l'atténuation des parties du corps, et la faible dose de radiation due à l'exposition des patients. La présente 'invention concerne un tube à rayons X stéréoscopique multiscan à anode et cathode unique. Par souci de simplification de la description du tube à RX de la présente invention, seule le mode de réalisation à deux faisceaux est abordé ; mais, le tube à RX se caractérise en ce que qu'il peut être conçu avec trois, quatre faisceaux coniques synchrones, 5. avec à chaque fois une zone de chevauchement des rayonnements X entre deux cônes successifs. Excepté pour l'optique physique des rayons X l'invention actuelle se caractérise en ce qu'elle partage, selon le mode de réalisation, avec son prédécesseur, le tube stéréoscanoscopique multiscan, la mécanique du tube sur coussin (système d'aquaplaning) magnétique (SGB) ou encore sur roulement à bille. 10. La stratégie adoptée consistant à utiliser des rayonnements X non monochromatiques dérive déjà de l'analyse théorique détaillée des conditions pour la microradiologie en contraste de phase et de la validation expérimentale subséquente (consécutive) des résultats d'autres auteurs (Snigirev and Snigireva 1995, Chapman et al 1997, Pogany et al 1997, Wilkins et al 1996, Kagoshima et al 1999, Momose et al 1996, 2000, Margaritondo and Tromba 1999). La 15. conclusion basique était que le mécanisme typique de rehaussement de bord qui rehausse la qualité d'image requiert seulement un niveau modéré de cohérence temporelle. Sans monochromateur, nous pouvons éviter avec le tube à RX de la présente invention les pertes de flux relatives et accroître le flux sur l'objet de plusieurs ordres de grandeur. Ceci ouvre la porte non seulement à une résolution spatiale très élevée, mais également à une résolution 20. temporelle encore plus élevée (Hwu et al 1999a, 1999b, 1999c, 2002, Tsai et al 2002) du tube à RX de la présente invention. II existe aussi d'autres mécanismes pour réaliser le contraste de phase avec les rayonnements X, telle que la diffraction de bord de Fresnel (Fitzgerald 2000, Snigirev and Snigireva 1995, Chapman et al 1997, Pogany et al 1997, Wilkins et al 1996, Kogoshima et al 1999, 25. Momose et al 1996, 2000, Margiritondo and Tromba 1999) également possible avec le tube à RX de la présente invention ; une géométrie qui augmente l'effet de réfraction a été sélectionnée puisqu'elle est très efficiente dans la production des images de haute qualité et puisque de telles images sont plutôt simples et faciles à interpréter. Par ailleurs, le mécanisme réfractive requiert typiquement une cohérence longitudinale plus faible (mono- 30. chromaticité limitée) et une plus grande cohérence spatiale que d'autres mécanismes de contraste de phase, tels qu'utilisés par exemple dans le synchrotron. Même alors, le niveau requis de cohérence spatiale est tout à fait difficile à obtenir avec les sources (anodes) des rayons X conventionnelles, alors qu'il est automatiquement fourni par les sources de synchrotron. C'est pourquoi le tour de force technologique permettant une rétrofocalisation du faisceau, y compris à l'infini, réalisé pour plus de cohérence par la présente invention, tout comme par son prédécesseur, le tube radiostéréoscopique multiscan, est tout simplement exceptionnel et digne d'être souligné ici. 5. En approximation de l'optique géométrique et selon les formules adaptées de Wilkins, la différence de phase, (1), pour un trajet de rayon (vecteur) à travers un objet par rapport au vide d est donné par la relation (1)(x,y,z,f,k)=-k â(x,y,z',t;k).dt= 6y [5-1] 5.3. Le MONTAGE DU TUBE A RAYONS X A FAISCEAU DEDOUBLE L'optique radiologique décrite dans la présente invention se caractérise par un montage spécifique ci-après : 10. La figure 9 illustre la détermination essentielle du montage qui permet d'aboutir aux franges détectables et indétectables par le réglage de la distance interfocale. Importance de la distance interfocale 2 k cm, et de l'éloignement du foyer virtuel ou but ultime : refocalisation du faisceau. Un coefficient k optimal détermine un maillage infinitésimal détectable, tandis que un k mal choisi peut conduire à des franges indétectables (indifférenciables) avec un 15. DQE faible. II permet de descendre à l'échelle micronique et sub-micronique de détection des rayons X (nanotechnologique de détection des rayons X). la figure 14 illustre schématiquement un montage du tube à RX de la présente invention avec son double cristal monochromateur Si(111) (25) ou Si(333) scindant en deux (26, 27) le faisceau monoscopique des rayons X à l'intérieur de l'enceinte à vide (7) et son système de 20. cristal collimateur (20, 21) refocalisant lesdits rayons X scindés en deux faisceaux (3, 4), à l'extérieur de l'enceinte à la sortie des rayons X (fenêtres du tube). La connaissance des propriétés de cohérence de faisceau de rayons X est ici importante notamment pour des applications telle que dans l'optique non-linéaire. Les rayons sont orientés de façon à avoir en même temps une grande région de recouvre- 25. ment (18) des rayons X (overlapping zone ou zone de chevauchement des rayons évaluée en pourcentage de recouvrement des rayons issus des deux collimateurs refocalisants) et une large couverture de la surface du récepteur ou champ de vue (FOV) de l'objet exploré sur la totalité de la largeur du récepteur (30). L'optique radiologique comprend donc outre le point focal : un 1er cristal monochromateur Si(111) (25) placé à l'intérieur de l'enceinte à vide (7) ; et à l'extérieur de ladite enceinte des cristaux collimateurs refocalisant Si(220) des rayons X (20, 21). 5. Dans un autre mode de réalisation le tube à RX de la présente invention est doté d'un ensemble de 2 cristaux refocalisant miroirs des rayons (20, 21) et réalise des fronts d'ondes (50) et un réseau stéréoscopique des franges linéaires (51) par interaction électromagnétique des rayons provenant des deux sources (addition des rayons X) (52) sur le détecteur avec maillage linéaire de ce dernier. Ceci est à reprocher volontiers du double suréchantillonnage 10. (53) décrits avec l'ancien tube stéréoscopique ; tandis qu'avec quatre miroirs Si(220), disposés en carré autour des fenêtres de sortie du faisceau doublement dédoublé, le tube réalise par interaction électromagnétiques des rayons des quatre sources quadristéréoscopiques qui résulte sur le détecteur en un réseau matricielle de détection (fig. 11) avec maillage pixellisé fin, tel qu'en imagerie radioscanogra- 15. phique classique. La figure 15 illustre schématiquement un maillage en franges discernables d'un capteur plan, détectant un signal doublement échantillonné par un double faisceau de balayage du tube. Le montage de la figure 16 schématise le principe du dédoublement du faisceau grâce à un optique de refocalisation du tube à rayons X en lieu et place du dédoublement du circuit du 20. courant du tube utilisé dans le tube stéréoscopique multiscan. Le dédoublement s'effectue plutôt au niveau du faisceau lui-même et non en deçà du niveau du courant du tube, comme dans le tube radiostéréoscanoscopique multiscan, et convient mieux entre autres à une application à l'imagerie stéréomammographique 3D en relief, par exemple. La figure 17 montre la similitude de montage existant entre cet optique de rayons X et 25. l'optique des rayons X d'un dispositif interférométrique stéréoscopique d'emblée du tube stéréoscopique multiscan, doté des deux sources synchrones distincts des rayons X, référencé par la demande de brevet E.P. 2 819 141 I 017 335 qui a inspiré la présente invention à faisceau dédoublé. La figure 17b montre encore : Une source de courant alternatif couplée en parallèle aux dits 30, filaments convient mieux à l'imagerie interférométrique radiostéréoscanographique 4D en relief. Elle montre une autre similitude avec l'optique de refocalisation du tube stéréoscopique multiscan déjà décrit dans un autre brevet référencé 1, quant à son mode de fonctionnement en rayonnement continu (à deux sources) dont il tire l'inspiration. 5.4. Les raisons d'un tel système d'optique des RX 5. Notre laboratoire a acquis une longue expérience dans le domaine d'optique des rayons X en vue d'une vision stéréoscopique 4D numérique, et le premier maillon de la chaîne de traitement est l'acquisition 4D. Pour reconstruire une scène en 3D à partir des données d'images f;, xi, y;, z;, t;), il faut plusieurs points de vues, et si la scène possède des éléments dynamiques, ces images doivent être prises simultanément, c'est-à-dire appartenant au mê- 10. me instant t; de la distribution spatio-temporelle des données d'image acquises avec un double balayage synchrone au moins. Ne comportant aucune illusion d'optique stéréoscopique possible, la Stéréoscanographie 4D est une méthode différente inventée par Christophe Mwanza Chabunda, en 1999 et qui est comme on peut le voir ci-après totalement différente de celle mise au point par Sir Charles 15. Wheatstone, en 1838, en vue de la stéréovision strictement mentale et sur la base d'une imagerie 2D. Sa technologie vise en premier lieu le suréchantillonnage de l'objet en réalisant du double z, du triple z, du quadruple z sampling, etc., en radioscanographie et en deuxième lieu à produire une imagerie 4D d'interférence et de diffraction d'ondes électromagnétiques produites par les différentes sources du tube à rayons X, stéréoscopique (pour le différencier 20. de tous les autres tubes monoscopique à faisceau conique divergent, dont l'intensité diminue avec le carré de la distance de la source, connus dans l'art depuis le tout début de la Radiologie) multiscan, avec chevauchement de faisceaux et addition d'ondes électromagnétiques, pour réaliser une imagerie 4D d'un objet suréchantillonnée, ceci en rayonnement de forte cohérence spatio-temporelle en même temps qu'en contraste de phase à partir d'un tube à 25. rayons X, en apparence et en principe classique ; néanmoins très sophistiqué, quant au fonctionnement de l'optique radiologique. La stéréovision n'y est pas une fin en soi ; elle résulte sinon logiquement de la configuration technologique binoculaire de l'optique radiologique qui équipe ce dernier système d'imagerie 4D, dans le mode principal de sa réalisation. 30. Ces deux domaines techniques et technologiques sont, comme on le verra dans les exemples ci-après, très loin de se ressembler et ce faisant très loin de prêter à confusion. Sauf malentendu et incompréhension, la grande différence entre ces deux concepts technologiques saute tout de suite aux yeux, malgré la communauté de préfixe sur les substantifs qui les désignent. Le sens est, sans parler de la différence de conceptualisation, loin d'être commun aux deux en plus de la différence de concept technologique de stéréovision. Tout se 5. passe un peu comme avec la technologie d'absorptiométrie biphotonique à rayons X (DXA), technique à double faisceau de balayage largement répandue et utilisée au quotidien, en ostéodensitométrie et que l'on ne peut en aucune manière considérée comme équivalente en quoi que ce soit à celle conçue par Sir Charles Wheatstone, en 1838, parce que faisant appel à une source double de rayonnement X pour produire une imagerie nullement stéréoscopique, 10. ni non plus quand cette dernière fait appel au balayage fan beam, ni à la détection sur barrettes ni encore à la numérisation des données pour prétendre à une similitude avec d'autres technologies d'imagerie 2D existantes ayant recours aux procédés énumérés ci-dessus. Ce n'est pas non plus dans cet esprit qu'a oeuvré Sir Charles Wheatstone non plus. Avoir deux sources de rayonnement X dans un tube à RX ne suffit donc pas à emporter la 15. conviction quant à une éventuelle ressemblance entre deux technologies, encore faut-il savoir à quoi ces sources de rayonnement X sont utilisées. A l'imagerie certes, mais, il y a imagerie et imagerie : analogique et numérique, 2D, 3D, 4D, etc., diagnostique et non diagnostique, approximative et de haute et très haute définition, interférométrique, etc., avec leurs limites physiques propres. 20. Déjà du point de vue épistémologiques les deux voire les trois ne s'adressent pas aux mêmes problèmes et les solutions apportées sont d'ordre iconique certes, cependant les moyens technologies pour parvenir à cette iconographie et la manière d'en tirer toute la substance diffèrent du tout au tout. De plus la narrativité iconique de ces différents modes de représentation des objets imagés n'appartiennent pas à la même sémiotique, ni même à la 25. même sémantique ni non plus à la même sémiologie. Toute ressemble nous semble dès lors être une simple vue de l'esprit et non quelque chose de vraiment concret et probant. L'une d'emblée quadridimensionnelle (4D) s'adresse en effet à une métrique rigoureuse, la Stéréoscanographie 4D avec son référentiel 4D {x,y,z,t}, et l'autre du référentiel 2D {x,y} s'adresse à la perception visuelle de l'observateur dont elle tente d'influencer dans le sens 30. d'une vision 2D en relief de la représentation mentale stéréoscopique des objets occupant par ailleurs un volume spatio-temporel quadridimensionnel (4D) de l'espace-temps ambiant. N'est-il pas fait par ailleurs usage dans le cas des dispositifs d'images monochromes, des systèmes d'acquisition couleurs ayant une entrée RVB en digitalisant chaque image sur un des canaux couleur. Une autre solution étant d'utiliser des caméras à lecture d'image différée comme la PULNIX TM9700 ; il faut cependant pouvoir les commander par des sorties logiques. Pour les images couleurs, il est nécessaire d'utiliser plusieurs systèmes d'acquisition synchronisés. Cette méthode peut, comme on vient de le passer en revue, s'ap- 5. pliquer aussi aux caméras monochromes ; mais, s'avère inutile au tube de la présente invention qui est essentiellement numérique et radioscanographique de très haute définition. Il faut également savoir que la plupart des systèmes d'acquisition vidéo actuels ne possèdent pas d'entrées simultanées, leurs entrées couleurs sont généralement au standard composite ou S-VHS, et quand il y a plusieurs entrées, celles-ci sont multiplexées. Ce n'est pas le cas 10. de l'acquisition des données radiostéréoscanographique 4D de la présente invention basée sur la seule rétroprojection des données d'image acquises en stéréovision optique. Un deuxième problème se posait à nous quant à la stéréovision 4D optique déterminée par l'optique des rayons X du dispositif lui-même et non par un quelconque algorithme additionnel. Une étude succincte nous a montré l'impossibilité de réaliser autrement une telle configura- 15. tion de la vision binoculaire pour des raisons géométriques. Pourtant, le fait de se rapprocher de cette configuration de l'optique des rayons X permet au moment de la rectification de la distance interfocale de déformer de beaucoup moins les images et donc d'améliorer les résultats de la stéréovision 4D. La solution explicitée dans ce descriptif répond à deux problèmes importants de la vision 20. stéréoscopique. Elle est, de plus, très simple à mettre en oeuvre puisqu'il n'a pas besoin de stéréoscope ni de construction mentale stéréoscopique pour la représentation des objets examinés. Pas non plus d'algorithme de stéréovision pour le tube à RX et son implémentation, consistant à obtenir une cartographie 3D, à partir d'une scène 2D séparé pour chaque oeil mettant en correspondance stéréoscopique les points des images acquises, après les trois 25. manipulations suivantes, connues dans l'art stéréoscopique ; û La corrélation consisterait donc à trouver pour chaque point de l'image de référence son homologue dans l'autre image en examinant une liste de points candidats sur un certain intervalle le long de la ligne correspondante ou après rectification. û La rectification consistant à re-projeter les images originales sur un plan parallèle à la droite 30. joignant les centres optiques des caméras, de façon à obtenir des lignes épipolaires parallèles. Ceci permet de transformer une recherche de correspondant bidimensionnelle en une recherche monodimensionnelle, d'où un gain de temps de calcul considérable ; et 55 2935066 û la reconstruction permet, par triangulation, de transformer la notion de correspondances en données 3D. D'autres algorithmes peuvent être utilisés en stéréoscopie sur les résultats obtenus, comme la génération de modèle numérique de terrain (MNT) utilisée pour la planification de 5. trajectoire, ou la réalité augmentée, c'est-à-dire un recalage de cartes 3D avec des cartes des mondes virtuels. Nous avons opté de ne pas s'embarrasser de ce type d'applications techniques pour ne pas trop surcharger la puissance de calcul de notre ordinateur complètement dédié au calcul en temps réel de l'image dynamique en 4D de l'objet exploré. Mais, avec utilisation seule d'emblée de la rétroprojection 3D classique de Radon, en fonction 10. du temps, des données 4D d'image acquises par balayage non superposé ou interpolé de l'objet (cf. brevets antérieurs), pour obtenir une image 3D en temps réel représentant l'objet exploré en fonction du temps mis pour l'explorer ou inspection physiologique dynamique. Références (1) Christophe Mwanza Chabunda : Tube stéréographique à rayons X. E.P. 2 819 141 / 017 335. Bulletin Officiel de la Propriété Industrielle n° 27 du 05 juillet 2002. (2) Christophe Mwanza Chabunda : StereoscannerX Helico dal. E.P. 2 819 140 1 017 333. Bulletin Officiel de la Propriété Industrielle n° 27 du 05 juillet 2002. (3) Christophe Mwanza Chabunda : Dispositif récepteur de microdétection des données d'imagerie stéréoscanograhique volumétrique (multicoupes) (Dispositif de microdétection de rayons X destinés à la Stéréoscanographie 4D d'absorption des rayons X et/ou en imagerie phase-sensible.) FR 2 819 141. DE 36 00 221 Al : Dreidimensionales Abbildungsverfahren zur Darstellung von rôntgenologisch schattengebenden Strukture. Olivier Faugeras, Bernard Hotz, Hervé Mathieu, Thierry Viéville, Zhengyou Zhang, Pascal Fua, Eric Théron, Laurent Moll, Gérard Berry, Jean Vuillemin, Patrice Bertin, and Catherine Proy : Real time correlation based stereo : algorithm implementations and applications. Technical Report 2013, INRIA Sophia-Antipolis, France, 1993. Submitted to The International Journal of Computer Vision. Olivier Faugeras, Tuan Luong, and Steven Maybank : Camera self-calibration : theory and experiments. In G. Sandini, editor, Proceedings of the 2nd European Conference on Computer Vision, volume 588 of Lecture Notes in Computer Science, pages 321-334, Santa Margherita Ligure, Italy, May 1992. Springer-Verlag. Olivier Faugeras and Giorgio Toscani : The calibration problem for stereo. 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In Proceedings of the International Conference on Pattern Recognition, pages 132-136, 56 (4) (5) (6) (7) (8) Jerusalem, Israel, October 1994. Computer Society Press. A longer version in INRIA Tech Report RR2308. (12) Sir David BREWSTER, The stéréoscope, its history, theory and construction. Ed. John Murray, London 1856 (en anglais) Réédité par Morgan & Morgan, New York, 1971. (13) Général Louis HURAULT, Problèmes techniques de la stéréoscopie. Ed. Institut Géographique National, Paris 1964. (14) Jacobus G. FERWERDA, The world of 3-D. A practical guide to stereo photography. Ed. 33=D Book Productions, GW Borger (NL), 1982. (15) Olivier CAHEN, L'image en relief, de la photographie stéréoscopique à la vidéo 3D. Ed Masson, Paris 1990. (16) Wilkins SW, Gureyev TE, Gao D, Pogany A, Stevenson AW : Phase-contrast imaging using polychromatic hard x-rays. Nature 1996 ; 384 : 335-8. (17) Lewis et al BJR 2003 ; 76 : 301-308. (18) Zhong Zhong, D. Chapman, RE Johnston, E. Pisano, D. 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Tube à rayons X caractérisé en ce qu'il possède un double faisceau conique de balayage au moyens des deux sources continues refocalisées ou d'un faisceau conique dédoublé par un cristal monochromateur ou triple ou quadruple, etc., secondairement refocalisé(s) et en phase sur l'objet exploré face à un système de miroir aux rayons X (cristaux collimateur), apte à produire un réseau de maillage interférentielle sur capteur plan avec forte compacité des rayons et distance source û détecteur ajustable à volonté 2. Ce tube à RX peut produire 2 û 3 û 4, etc., faisceaux coniques synchrones (en phase), cohérents, basés sur le principe de focalisation et de l'optique de rétrofocalisation (foyer virtuel I) du faisceau en arrière de la ligne des foyers réels sur les pistes d'anodes du tube à rayons X. 3. Tube à RX caractérisé en ce que les rayons les plus externes résultants de l'interaction de deux sources refocalisées du tube à rayons X, ou, selon le mode de réalisation, fentes (fenêtres en fentes du tube à rayons X) déterminent un angle de vue y à leur point d'intersection I (foyer virtuel) (ou rétrofocalisation du faisceau de balayage) qui peut être repoussé jusqu'à l'infini sans déplacer effectivement les sources réelles sur les pistes d'anodes respectives (ou sur les fenêtres de sortie en fentes) et augmenter ainsi la cohérence du faisceau par augmentation virtuelle de la distance nominale source û détecteur, 1, selon la formule dl = ?Jy = X,1l6. Sachant que quand lest infini 6 devient négligeable et quelconque tout en conférant une très haute définition au système d'imagerie qui s'en équipe. 4. Tube à rayons X caractérisé en ce que les deux fentes sources en cohérence et en phase sont séparées par une distance de 2 k cm avec k coefficient d'optimisation de la détection surtout sur un tube disposant d'axes optiques parallèles. 5. Procédé de mise en oeuvre caractérisé en ce qu'il est apte à produire des images en contraste de phase avec un double faisceau polychromatique, à forte cohérence latérale par refocalisation optique du faisceau des rayons X de balayage, à très grande résolution angulaire du faisceau de balayage résultant et forte compacité des rayons émergents, apte à permettre une imagerie : DEI û Phase-contraste û Interférométrie. 6. Procédé de mise en oeuvre caractérisé en ce qu'il est apte à produire des images en contraste de phase et tomosoustraction, en mammographie, en imagerie maxillo-dentaire 58(orthopantomographie), en imagerie par synchrotron, en microtomographie, en densitométrie osseuse d'absorption et de trabéculation osseuse, etc., voire dans l'industrie. 7. Procédé de mise en oeuvre caractérisé en ce qu'il est apte à produire grâce à l'interférence un maillage, submicronique voire nanoscopique, du réseau de détection des rayons X. 8. Procédé de mise en oeuvre apte à produire des images 2D, 3D et 4D dans le référentiel 4D {x,y,z,f} de la géométrie de l'espace û temps. 9. Procédé de mise en cohérence des ondes électromagnétiques des rayons X grâce à un procédé de focalisation optique du foyer virtuel, I, refocalisé et qu'il est possible de repousser à l'infini (rétrofocalisation) pour plus de cohérence des ondes électromagnétiques produites, en synchrotron, en imagerie maxillo-dentaire (orthopantomographie) en relief, en densitométrie osseuse, en mammographie, en stéréoscanographie (CT) de contraste de phase, etc.