FR3102055A1 - Dispositif de radiologie à plusieurs sources de rayons ionisants et procédé mettant en oeuvre le dispositif - Google Patents

Abstract

L’invention concerne un dispositif de radiologie comprenant un générateur (12) de rayons ionisants et un détecteur (14) configuré pour détecter les rayons émis par le générateur (12), le générateur (12) et le détecteur (14) étant en regard l’un par rapport à l’autre, le dispositif (10) délimitant un volume utile (60), traversé par les rayons ionisants issus du générateur (12) et reçus par le détecteur (14), le générateur (12) comprenant plusieurs sources (16) réparties le long d’une direction (18) et émettant chacune un faisceau (20) de rayons ionisants essentiellement plat et en forme d’éventail, les sources (16) étant disposées de façon à irradier l’ensemble du volume utile (60) sans translation. L’invention a également pour objet un procédé mettant en œuvre un dispositif (10) selon l’invention et consistant à enchainer successivement l’émission de plusieurs des sources (16). Figures pour l’abrégé : Fig. 1a et 1b…..

Description

Dispositif de radiologie à plusieurs sources de rayons ionisants et procédé mettant en œuvre le dispositif

L’invention concerne un dispositif de radiologie et un procédé mettant en œuvre le dispositif. L’invention peut être mise en œuvre dans le domaine médical, dans l’industrie pour réaliser des contrôles non destructifs et dans la sécurité pour détecter des objets ou des matériaux dangereux. L’invention concerne également un procédé mettant en œuvre le dispositif de radiologie. L’invention trouve une utilité particulière en tomodensitométrie. L’invention peut également être mise en œuvre en radiologie classique sans mouvement autour de l’objet à radiographier.

De façon connue, la tomodensitométrie, également appelée scanographie met en œuvre un système équipé d’un tube à rayons X émettant un faisceau collimaté en forme d’éventail connu en anglais sous le nom de « fan beam » associé à un détecteur en barrette disposé en regard du faisceau. Le tube et le détecteur tournent autour d’une table recevant le patient. A chaque tour, la table avance en suivant l’axe de rotation du tube et du détecteur. Un traitement informatique permet de reconstruire des coupes 2D ou volume 3D des structures anatomiques du patient. Ce système est connu sous le nom de « CT-scanner ». « CT » étant l’acronyme anglais de « Computer Tomography ».

Plus récemment d’autres systèmes possédant un tube émettant un faisceau de rayons X conique, connu en anglais sous le nom de « Cone Beam », associé un détecteur plat sont apparus. Le tube et le détecteur sont montés sur un bras tournant en forme de lettre C Ces systèmes sont connus en anglais sous le nom de « C-arm » ou par l’acronyme CBCT pour « Cone Beam Computer Tomography  ». La forme conique du faisceau permet de se passer de translation mise en œuvre pour le CT-scanner. Pour le CBCT, l’acquisition des données est beaucoup plus rapide car elle ne nécessite qu’un seul tour autour du patient de l’ensemble formé par le tube et le détecteur.

Dans les systèmes de type CT-scanner, la forme plate du faisceau associée au détecteur en barrette permettent de limiter les effets de rayonnement diffusé notamment par des interactions de Compton des rayons X avec le patient. Dans les systèmes de type CBCT mettant en œuvre un faisceau conique associé à un détecteur plat, il est possible de minimiser les effets du rayonnement diffusé en utilisant une grille anti diffusante placée sur le détecteur. Cependant, le système de type CBCT ne permettent pas d’obtenir une définition suffisante pour certains examens médicaux, notamment pour l’analyse de tissus mous.

Par ailleurs, dans les systèmes connus, de type CT-scanner ou CBCT, les tubes à rayons X possèdent des dimensions importantes, notamment du fait de la mise en œuvre de cathode thermoïoniques. De plus, en fonction de la puissance des tubes à rayons X, ceux-ci peuvent être équipés soit d’une anode fixe soit d’une anode tournante permettant un étalement de la puissance thermique dissipée. Les tubes à anode fixe ont une puissance de quelques kilowatts et sont notamment utilisés dans des applications industrielles, de sûreté et médicales de faible puissance. Les tubes à anode tournante peuvent dépasser les 100 kilowatts et sont principalement mis en œuvre dans le milieu médical pour l’imagerie nécessitant des flux de rayons X importants ce qui permet d’améliorer le contraste des images obtenues. A titre d’exemple, le diamètre d’un tube industriel est de l’ordre de 150 mm à 450kV, de 100 mm à 220 kV et de 80 mm à 160kV. La tension indiquée correspond à la différence de potentiel appliquée entre la cathode et l’anode.

L’invention vise à réaliser un dispositif de radiologie alliant les avantages des deux types de dispositifs connus, CT-scanner et CBCT, en évitant leurs inconvénients. Un dispositif selon l’invention comprend un générateur et un détecteur tournant ensemble autour du patient ou plus généralement de l’objet à radiographier. Il met en œuvre des faisceaux de type « fan beam » tout en ne nécessitant qu’un seul tour, ou même une fraction de tour, autour de l’objet à radiographier.

L’objectif de l’invention est de réaliser un dispositif de radiologie possédant une structure mécanique beaucoup plus légère que celle d’un dispositif de type CT-scanner tout en conservant une faible susceptibilité aux effets des rayonnements diffusés. Dans certaines variantes de l’invention, il est même possible de corriger les effets des rayonnements diffusés et ainsi améliorer nettement la qualité des images radiologiques obtenues aussi bien pour des images en deux dimensions que pour des images en trois dimensions.

A cet effet, l’invention a pour objet un dispositif de radiologie comprenant un générateur de rayons ionisants et un détecteur configuré pour détecter les rayons émis par le générateur, le générateur et le détecteur étant en regard l'un par rapport à l'autre, le dispositif délimitant un volume utile, traversé par les rayons ionisants issus du générateur et reçus par le détecteur, le générateur comprenant plusieurs sources réparties le long d'une direction et émettant chacune un faisceau de rayons ionisants essentiellement plat et en forme d'éventail, les sources étant disposées de façon à irradier l'ensemble du volume utile sans translation.

Avantageusement, des plans dans lesquels les faisceaux se propagent sont parallèles entre eux.

Avantageusement, chaque source comprend une cathode froide émettant un faisceau d'électrons par effet de champ.

Avantageusement, au moins plusieurs des sources possèdent une enceinte à vide commune.

Le détecteur est avantageusement, formé d'un panneau plat s'étendant selon deux axes perpendiculaires, un premier des deux axes étant parallèle à la direction, un second des deux axes appartenant à l'un des plans.

En variante, le générateur peut comprendre plusieurs séries de sources alignées, chaque série étant alignée le long d'une direction et émettant chacune un faisceau essentiellement plat de rayons ionisants, les plans de chacun des faisceaux étant parallèles entre eux.

Les directions de chacune des séries de sources peuvent être parallèles entre elles.

Le dispositif peut comprendre un support apte à porter un objet à radiographier et un actionneur permettant de déplacer un ensemble formé par le générateur et le détecteur autour du support.

Le dispositif comprend avantageusement un calculateur configuré pour réaliser une image en deux dimensions d'un objet à radiographier situé dans le volume utile sans mouvement du générateur et du détecteur, le calculateur étant configuré pour recueillir des informations du détecteur le long de bandes du détecteur, chaque bande étant disposée en regard d'un des faisceaux et pour établir l'image en deux dimensions en juxtaposant les informations issues des différentes bandes du détecteur.

Le calculateur est avantageusement configuré pour réaliser une estimation du rayonnement diffusé dans chacune des bandes en fonction de rayonnement mesuré par le détecteur à l'extérieur de la bande concernée et pour soustraire l’estimation du rayonnement diffusé aux mesures réalisées par le détecteur dans la bande concernée.

L’estimation du rayonnement diffusé dans chacune des bandes est avantageusement réalisée en fonction d'un modèle de décroissance de rayonnement diffusé en s'éloignant de la bande concernée.

Le calculateur peut aussi être configuré pour réaliser une image en trois dimensions d'un objet à radiographier situé dans le volume utile à partir de plusieurs images en deux dimensions réalisées en déplaçant entre chaque image en deux dimensions l'ensemble formé par le générateur et le détecteur autour du support.

L’invention a également pour objet un procédé mettant en œuvre un dispositif selon l’invention, consistant à enchainer successivement l'émission de plusieurs des sources.

Les sources sont ordonnées le long de leur direction et avantageusement groupées en sous-ensembles regroupant chacun des sources équiréparties, les sous-ensembles étant imbriqués les uns dans les autres, le procédé consistant alors à piloter l'émission simultanée des sources d'un même sous ensemble et à enchainer successivement l'émission des différents sous-ensembles.

Avantageusement, le procédé consiste à synchroniser spatialement et temporellement les sources et le détecteur.

Avantageusement, le procédé consiste à combiner l'émission des différentes sources et le mouvement de l'actionneur.

Avantageusement, le procédé consiste à mouvoir l'actionneur de façon continue durant l'émission des différentes sources.

L’invention sera mieux comprise et d’autres avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée d’un mode de réalisation donné à titre d’exemple, description illustrée par le dessin joint dans lequel :

les figures 1a et 1b illustrent en vue de face et de profil une première variante d’un dispositif de radiologie conforme à l’invention ;

la figure 2 représente un exemple de générateur de rayons ionisants pouvant être mis en œuvre dans un dispositif de radiologie conforme à l’invention ;

la figure 3 représente en coupe un exemple de détecteur sous forme de panneau plat pouvant être mis en œuvre dans un dispositif de radiologie conforme à l’invention ;

la figure 4 illustre en vue de face, une seconde variante d’un dispositif de radiologie conforme à l’invention ;

les figures 5a, 5b et 5c illustrent un procédé mettant en œuvre un dispositif conforme à l’invention ;

la figure 6 illustre d’autres composants du dispositif de radiologie ;

la figure 7 représente une configuration du dispositif permettant de réduire les effets d’un rayonnement diffusé.

Par souci de clarté, les mêmes éléments porteront les mêmes repères dans les différentes figures.

Les figures 1a et 1b illustrent schématiquement les composants principaux d’un dispositif de radiologie 10 utilisé pour des examens de tomodensitométrie. Le dispositif 10 trouve une utilité particulière dans les examens médicaux. Il est bien entendu possible de mettre en œuvre le dispositif 10 dans tout autre domaine notamment dans l’industrie pour réaliser des contrôles non destructifs et dans la sécurité pour détecter des objets ou des matériaux dangereux.

Le dispositif 10 comprend un générateur de rayons ionisants 12 et un détecteur 14 configuré pour détecter les rayons émis par le générateur 12. L’objet à radiographier est placé entre le générateur 12 et le détecteur 14 sur un support 62. Le dispositif 10 comprend également des moyens informatiques, non représentés et permettant de traiter les données issues du détecteur 14 afin de les rendre exploitables pour un opérateur du dispositif. Ce traitement peut notamment réaliser une reconstruction 2D ou 3D de l’objet à radiographier.

Le générateur 12 et le détecteur 14 sont en regard l’un par rapport à l’autre. Dans un mode de réalisation simple du dispositif de radiologie, le générateur 12 et le détecteur 14 peuvent être fixes l’un par rapport à l’autre. Alternativement, il est possible de prévoir un dispositif de radiologie dans lequel générateur 12 et/ou le détecteur 14 sont mobiles l’un par rapport à l’autre. Par la suite, on considérera qu’ils sont fixes l’un par rapport à l’autre.

Le générateur 12 comprend plusieurs sources de rayons ionisants 16 réparties le long d’une direction 18. Chaque source 16 émet un faisceau 20 de rayons ionisants essentiellement plat et en forme d’éventail. Ce type de faisceau est connu dans la littérature anglo-saxonne sous le nom de « fan beam ». Dans une configuration simple, la direction 18 est rectiligne et les plans dans lesquels les faisceaux 20 se propagent essentiellement sont parallèles entre eux et perpendiculaires à la direction 18. D’autres configurations sont possibles dans le cadre de l’invention. La direction 18 peut être courbe et les plans des faisceaux 20 peuvent n’être ni parallèles entre eux ni perpendiculaires à la direction 18.

Les sources 16 sont avantageusement compactes comme par exemple décrites dans la demande de brevet publiée sous le n° : WO 2019/011980 A1 déposée au nom de la demanderesse. Chaque source comprend dans une enceinte à vide, une cathode émettant un faisceau d’électrons, une anode possédant une cible bombardée par le faisceau d’électrons et émettant un faisceau de rayons ionisants. La cathode émet avantageusement le faisceau d’électrons par effet de champ en direction de la cible. Ce type de cathode est également connu sous le nom de cathode froide en opposition aux cathodes chaudes également appelées : cathodes thermoïoniques.

L’intérêt de mettre en œuvre des sources compactes à cathode froide est de permettre le rapprochement de leur point de focalisation le long de la direction 18.

La figure 2 représente plus en détail un exemple de générateur 12 dans lequel plusieurs des sources 16 possèdent une enceinte à vide 22 commune. Il est notamment possible de réaliser toutes les sources 16 ou tout au moins plusieurs d’entre elles en dans une enceinte à vide 22 unique. L’intérêt d’une enceinte à vide commune à plusieurs sources 16 est de permettre le rapprochement des points focaux des faisceaux 20. La répartition des sources 16 le long de la direction 18 peut être uniforme comme représenté sur la figure 2 où la distance séparant deux sources 16 voisine est constante. Il est également possible d’opter pour une répartition non uniforme. Alternativement, dans le cadre de l’invention il est bien entendu possible de mette en œuvre une enceinte à vide par source 16.

Sur la figure 2, des cathodes froides 24 sont réparties le long de l’axe 18. Les sources 16 peuvent comprendre une anode 26 commune aux différentes sources 16. L’anode 26 porte autant de cibles 28 que de cathodes 24. Chaque cathode 24 émet un faisceau d’électrons 30 en direction de la cible 28 qui lui est associée. L’interaction entre un faisceau d’électrons 30 et une cible 28 permet de générer un faisceau de rayons ionisant 20. Les différentes sources 16 peuvent être pilotées indépendamment les unes des autres au moyen du pilotage de leur cathode 24 respective.

Il est bien entendu que l’invention peut également être mise en œuvre avec des sources à cathodes thermoïoniques.

Le détecteur 14 est configuré pour recevoir les différents faisceaux 20 émis par les sources 16. Le détecteur 14 peut comprendre plusieurs détecteurs élémentaires en barrette. Chaque détecteur élémentaire étant disposé en regard d’un des faisceaux 20. Alternativement, le détecteur 14 est réalisé sous forme d’un détecteur surfacique qui peut être courbe ou sous forme d’un panneau plat s’étendant selon deux axes perpendiculaires 32 et 34. L’axe 32 est parallèle à la direction 18 et l’axe 34 appartient à l’un des plans des faisceaux 20. Un panneau plat est par exemple décrit dans le brevet européen EP 1 378 113 déposé par la société TRIXELL. Ce brevet s’intéresse au raboutage de plusieurs substrats permettant de réaliser un panneau plat de dimensions supérieures que celles des substrats standards. D’autres détecteurs réalisés sous forme de panneaux plats et réalisés par la société TRIXELL ou par d’autres sociétés peuvent également être mis en œuvre dans le cadre de l’invention.

L’utilisation d’un panneau plat simplifie la capture des données issues du détecteur 14. En effet, le panneau plat peut être équipé de circuits de lecture et d’un multiplexeur dont la sortie délivre sur une liaison série l’ensemble des données issues du détecteur 14.

La figure 3 représente en coupe un exemple de détecteur 14 sous forme de panneau plat. Le détecteur 14 permet la détection de rayons ionisants dont la direction est matérialisée par les flèches 36 appartenant aux différents plans des faisceaux 20. Le détecteur 14 comprend un capteur 38, un scintillateur 40 transformant les rayons ionisants en un rayonnement auquel le capteur 38 est sensible, par exemple dans la bande visible, et une fenêtre d’entrée 42 rigide traversée par les rayons ionisants en amont du scintillateur 40. Il est possible de se passer de scintillateur en mettant en œuvre un capteur directement sensible aux rayons ionisants. Le scintillateur 40 est disposé entre le capteur 38 et la fenêtre d’entrée 42. Le capteur 38 comprend un substrat 44 et des éléments photosensibles 46 disposés sur le substrat 44. Le scintillateur 40 comprend un support 48 et une substance scintillatrice 50 déposée sur le support 48. Alternativement, il est possible de se passer du support 48 et de déposer la substance scintillatrice 50 directement sur le capteur 38. Un joint de scellement 52 étanche fixe la fenêtre d’entrée 42 au substrat 44. Le joint de scellement 52 peut être utilisé pour fixer le scintillateur 40 au capteur 38. Les éléments photosensibles 46 sont organisés en ligne et en colonne. Les lignes s’étendent selon l’axe 32 et les colonnes selon l’axe 34 ou inversement.

Sur la figure 1b, les différents faisceaux de rayons ionisants 20 sont représentés à distance les uns des autres, parallèles entre eux, chacun dans un plan perpendiculaire à la direction 18. En pratique, afin que l’objet à radiographier soit complètement traversé par les rayons ionisants, les faisceaux 20 sont jointifs, voire se chevauchent légèrement. Plus précisément, le dispositif 10 délimite un volume utile 60, repéré sur la figure 1a, où l’objet peut être radiographié, c'est-à-dire traversé par des rayons ionisants reçus par le détecteur 14. Les faisceaux 20 peuvent s’évaser autour de leur plan médian représenté verticalement sur la figure 1b jusqu’à devenir jointifs, voire se chevaucher dans le volume utile 60. Le long de leur direction 18, les sources 16 sont disposées de façon à irradier l’ensemble du volume utile 60 sans translation, contrairement aux dispositifs de radiologie de type CT-scanner qui nécessitent la translation de l’objet à radiographier par rapport à l’ensemble formé par le générateur X et le détecteur associé pour balayer leur volume utile.

Le dispositif 10 comprend un support 62 apte à porter l’objet à radiographier. Dans le domaine médical, le support 62 est par exemple une table sur laquelle un patient peut s’allonger. Pour réaliser un examen de tomodensitométrie, l’ensemble formé par le générateur 12 et le détecteur 14 tourne autour du support 62. Le générateur 12 et le détecteur 14 peuvent être reliés par un bras 64 par exemple en forme d’arc de cercle centré sur l’axe 66 de rotation du générateur 12 et du détecteur 14. L’axe de rotation 66 est perpendiculaire aux différents plans des faisceaux 20. Pour effectuer la rotation, le dispositif comprend un actionneur représenté par un mouvement de rotation 68. Lors de la rotation, les faisceaux 20 tournent autour de l’axe 66. En conséquence, le volume utile 60 dans lequel, pour toutes les phases de rotation, les faisceaux 20 produisant une irradiation et atteignant le détecteur 14, est de forme cylindrique autour de l’axe 66. A titre d’exemple, il est possible d’obtenir un volume utile 60 de 10cm le long de l’axe 66 au moyen d’un générateur 12 comprenant une dizaine de sources 16 régulièrement réparties le long de la direction 18 qui est ici rectiligne. Un générateur 12 comprenant dix sources 16 réparties tous les centimètres peut être réalisé, comme représenté sur la figure 2, avec une enceinte à vide 22 commune. En pratique l’invention est avantageusement mise en œuvre pour un générateur 12 comprenant au moins dix sources 16 afin d’obtenir un volume utile de taille minimum intéressante.

Pour des raisons de fabrication de l’enceinte à vide commune 22, celle-ci peut ne pas pouvoir dépasser un nombre maximum de sources 16, par exemple dix sources 16. Si l’on souhaite réaliser un dispositif possédant plus de 10 sources, il est possible de réaliser un générateur 12 possédant plusieurs enceintes à vide dont les sources 16 sont disposées dans l’alignement l’une de l’autre selon la direction 18. Il est également possible de décaler légèrement les directions 18 des différentes enceintes à vide tout en les conservant parallèles entre elles.

L’actionneur peut être un moteur rotatif entrainant le bras 64 autour de l’axe 66. Alternativement, l’actionneur peut générer un mouvement plus complexe réalisé à partir d’une combinaison de translations et de rotations. Ce mouvement peut permettre de modifier la forme ou la position du volume utile. En tomodensitométrie, afin d’assurer une bonne reconstruction, il est important que l’objet à radiographier soit traversé dans toutes les directions par un rayonnement ionisant, afin de respecter la condition de Tuy. Un mouvement complexe de l’actionneur peut permettre de respecter cette condition dans un volume n’ayant pas une section circulaire comme représenté sur les figures 1a et 1b. cela permet de mieux s’adapter à la forme de l’objet à radiographier. Le mouvement est avantageusement contenu dans le plan de la figure 1b, c’est-à-dire dans un plan perpendiculaire aux plans des faisceaux 20. Pour réaliser un examen de tomodensitométrie, avec un dispositif conforme à l’invention, il n’est pas nécessaire que le mouvement réalisé par l’actionneur comprenne une translation perpendiculaire aux plans des faisceaux 20 comme avec un dispositif de type CT-scanner. Cependant, un mouvement de translation perpendiculaire aux plans des faisceaux 20 peut être utile afin d’allonger le volume utile 60 selon l’axe 66.

La figure 4 illustre une seconde variante d’un dispositif de radiologie 70 conforme à l’invention permettant d’agrandir le volume utile. On retrouve le détecteur 14, le support 62, le bras 64 et l’actionneur 68. Le dispositif 70 comprend un générateur 72 qui diffère du générateur 12 par la présence de plusieurs séries de sources 16. En pratique, le générateur 12 ne comprend qu’une seule série de sources 16 alignées le long de la direction 18. Les différentes séries du générateur 72 sont chacune alignée le long d’une direction. Dans l’exemple représenté, le générateur 72 comprend trois séries de sources, respectivement alignées selon des directions 74, 76 et 78. Il est bien entendu possible de mettre en œuvre cette variante pour d’autres nombres de séries. Comme précédemment, les différentes sources 16 du générateur 72 émettent chacune un faisceau 20 essentiellement plat de rayons ionisants, les plans de chacun des faisceaux 20 étant par exemple parallèles entre eux. La figure 4 est représentée en coupe dans un plan perpendiculaire à l’axe 66. La coupe de la zone utile 80 est ici un disque. Les directions 74, 76 et 78 peuvent être parallèles entre elles, et parallèles à l’axe de rotation 66. Dans ce cas, le volume utile 80 s’étend de façon cylindrique autour de l’axe 66. D’autres dispositions des directions 74, 76 et 78 sont également possibles, par exemple parallèles entre elles et non parallèles à l’axe 66 ou encore non parallèles entre elles. Ces alternatives permettent d’adapter la forme de la zone utile 80 au besoin.

Dans les deux variantes de dispositif 10 et 70 décrites précédemment, l’émission simultanée de toutes les sources 16 peut entrainer des difficultés à discriminer, en sortie du détecteur 14, les photons issus de chaque source 16. Cette discrimination est notamment utile pour limiter les effets de rayonnement diffusé. Ces effets peuvent être limités en plaçant sur le détecteur 14 une grille anti diffusante. Une alternative, pouvant se combiner avec la présence d’une grille anti diffusante consiste à enchainer successivement l’émission de plusieurs des sources 16. Le but de cet enchainement est d’éviter l’émission simultanée de plusieurs sources 16 dont les rayonnements diffusés respectifs peuvent s’additionner entre eux. Autrement dit, il est possible de n’émettre qu’avec une seule des sources 16 à la fois ou bien d’autoriser l’émission simultanée de sources 16 suffisamment éloignées les unes des autres selon le gradient de décroissance du halo créé par le rayonnement diffusé. Lorsque l’on souhaite irradier la totalité du volume utile 60 ou 80, toutes les sources 16 doivent émettre au moins une fois. Il est également possible de réduire la longueur du volume utile le long de l’axe 66, par exemple lorsque l’objet à radiographier est plus petit que le volume utile maximum du dispositif. Cette réduction du volume utile se fait en ne sélectionnant qu’une partie des sources 16, parties situées en regard de l’objet à radiographier.

Les figures 5a à 5c illustrent cet enchainement d’émissions simultanées dans laquelle à chaque instant d’émission, l’écart entre deux sources 16, le long de la direction 18, est conservé. Les sources 16 sont groupées en plusieurs sous-ensembles regroupant chacun des sources équiréparties. Les sous-ensembles étant imbriqués les uns dans les autres et le procédé consiste à piloter l’émission simultanée des sources 16 d’un même sous ensemble et à enchainer successivement l’émission des différents sous-ensembles.

Plus précisément, le générateur 12 comprend N sources 16 que l’on ordonne selon la direction 18. Le rang d’une source 16 est noté i, i variant donc de 1 à N. La distance le long de la direction 18 séparant deux sources 16 successives i et i+1 est constante pour les N sources 16. Les sources sont réparties en P sous-ensembles comprenant chacun les sources de rang j.(N/P + 1) + i, j variant de 0 à N/P - 1 pour un sous-ensemble et i variant de 1 à P pour chaque sous-ensemble, i et j étant des entiers naturels. Les sous-ensembles émettent à tour de rôle. Il n’est pas obligatoire que N soit divisible par P. Si N n’est pas divisible par P, on prendra dans la formule donnant le rang, la partie entière de N/P et les sources de rangs supérieurs à : Partie entière (N/P).P sont alors réparties dans les sous-ensembles en conservant le même pas entre sources 16.

Sur les figures 5a à 5c, le rang des sources 16 est précisé. Sur la figure 5a, au premier instant du cycle, les sources de rang 1, 6, 11 et 16 émettent. A l’instant suivant, représenté sur la figure 5b, les sources de rang 2, 7, 12 et 17 émettent. Au dernier instant du cycle, représenté sur la figure 5c, les sources de rang 5, 10, 15 et 20 émettent. Dans cet exemple le cycle d’émission des différents sous-ensembles enchaine les émissions dans l’ordre du rang de la première source de chaque sous-ensemble. Il est également possible de faire émettre les sous-ensembles dans d’autres ordres, par exemple, en faisant d’abord émettre les sous-ensembles dont la première source possède un rang impair puis les sous-ensembles dont la première source possède un rang pair. Ceci permet de limiter la rémanence dans la lecture opérée par le détecteur 14.

Les émissions successives réalisées par les différentes sources, que cette émission soit individuelle, une seule source à la fois, ou collective, c'est-à-dire par sous-ensemble, peuvent également être mises en œuvre avec le dispositif 70. Dans lequel, il est également avantageux de ne pas faire émettre simultanément des sources trop proches les unes des autres. Dans le cas d’émissions par sous-ensembles, chacun d’eux peut comprendre des sources appartenant à une même direction ou à des directions différentes.

En complément des émissions successives, il est avantageux de synchroniser le détecteur sur celles-ci. Plus précisément, comme indiqué plus haut, le détecteur 14 comprend des éléments photosensibles organisés en matrice de lignes et de colonnes. L’appellation ligne et colonne étant purement conventionnelle, par la suite, on utilisera le terme rangée qui peut s’appliquer soit à une ligne soit à une colonne. Le détecteur enchaine une phase d’acquisition suivie d’une phase de lecture de la matrice. La lecture peut se faire rangée par rangée. En orientant le détecteur 14 de façon à ce que l’orientation des rangées de lecture coïncide avec l’orientation des plans des faisceaux 20, il est possible de ne réaliser la lecture que de la ou des rangées les plus proches du plan du faisceau 20 et plus précisément des rangées éclairées par le ou les faisceaux 20 émettant simultanément. Ainsi les rayons ionisants déviés par l’objet à radiographier, formant essentiellement le rayonnement diffusé, peuvent être ignorés lors de la lecture de la matrice. De façon plus générale, on réalise une synchronisation spatiale et temporelle des sources 16 et du détecteur 14.

En tomodensitométrie, il est nécessaire de faire tourner le générateur 12 ou 72 et le détecteur 14 afin de réaliser une reconstruction 2D ou 3D de l’objet à radiographier. La présence de plusieurs sources 16 émettant des faisceaux parallèles permet de ne réaliser qu’un seul tour, ou qu’une fraction de tour pour obtenir les différentes coupes nécessaires à la reconstruction. A cet effet, on combine l’émission des différentes sources 16 et la rotation de l’actionneur 68. Différents modes de combinaison sont possibles. Il est par exemple possible de faire tourner l’actionneur 68 de façon incrémentale et de faire émettre toutes les sources 16 de façon successives entre chaque incrément de rotation. Il est également possible de réaliser des incréments plus faibles et de réaliser une émission d’une source 16 ou d’un sous-ensemble de sources 16 entre chaque incrément. Il est également possible de faire tourner l’actionneur 68 de façon continue et durant sa rotation réaliser autant de cycles d’émission que nécessaire. En pratique lors d’une rotation continue, il est possible de considérer que lors d’une émission, l’actionneur 68 est quasiment statique. Le déplacement en continu du bras 64 portant le détecteur 14 et le générateur 12 ou 72 permet de limiter les effets de l’inertie mécanique des éléments mobiles. En effet, en cas de mouvement incrémental de l’actionneur, chaque arrêt et chaque démarrage de l’actionneur génère des à-coups dégradant la précision du positionnement du bras 64. Le mouvement en continu de l’actionneur 68 permet de limiter ces à-coups. De préférence, le mouvement continu de l’actionneur 68 se fait de façon uniforme, c'est-à-dire à vitesse continue, ce qui supprime complètement tous les à-coups. De façon intermédiaire, tout en conservant un mouvement continu de l’actionneur 68, il est possible de ralentir son mouvement lors de chaque émission d’une source 16 et de l’accélérer entre deux émissions.

Il est également possible de mettre en œuvre un dispositif selon l’invention ne possédant pas d’actionneur. Autrement dit, le générateur 12 ou 72 et le détecteur 14 restent fixes par rapport au support 62. Ce dispositif présente une utilité pour radiographier des objets pouvant générer une forte diffusion par interaction de Compton, par exemple dans le domaine médical pour la réalisation d’une radiologie pulmonaire. Ce type de radiologie est généralement réalisé au moyen générateur émettant un faisceau de rayons X conique. Le générateur est associé à un détecteur plat où le rayonnement diffusé ne peut être discriminé de l’information utile qu’avec une grille anti-diffusante ; grille dont l’efficacité est moyenne et impose une dose de rayons ionisant plus importante au patient. En mettant en œuvre l’invention, il est possible d’émettre de façon successive par les différentes sources 16. En synchronisant de façon temporelle et spatiale le détecteur 14 et le générateur 12 ou 72, il est possible de d’éviter la détection de rayonnement diffusé. En pratique, un cycle complet d’émission par toutes les sources du dispositif peut être suffisamment rapide pour être considérée comme instantanée et ainsi obtenir une image quasi instantanée de l’objet à radiographier.

La figure 6 représente à nouveau le dispositif de radiologie 10 pour illustrer les moyens lui permettant de réaliser une image. Le dispositif comprend un calculateur 90 configuré pour réaliser une image 92 en deux dimensions d’un objet à radiographier situé dans le volume utile 60. Chaque source, repérée ici 16-1 à 16-7, émet un faisceau 20 en direction du détecteur 14. Comme décrit plus haut, les émissions des différentes sources 16-1 à 16-7 sont avantageusement réalisées séquentiellement. Chaque faisceau 20 est reçu par une région du détecteur 14, formant une bande de pixels du détecteur 14 disposée en regard de chaque faisceau 20. Les bandes sont repérées 14-1 à 14-7 en référence aux sources 16-1 à 16-7 en regard.

Le calculateur 90 est configuré pour recueillir des informations issues de chaque bande 14-1 à 14-7. Pour établir une image en deux dimensions 92, le calculateur 90 est configuré pour juxtaposer les informations issues des différentes bandes 14-1 à 14-7 du détecteur 14. Pour réaliser une image en deux dimensions 90, l’actionneur 68 reste inactif. L’ensemble formé par le générateur 12 et le détecteur 14 est immobile par rapport au support 62. La prise d’image est semblable à celle réalisée par un dispositif de radiologie classique en deux dimensions ou par un dispositif de type CBCT sans rotation. Le principal avantage à mettre en œuvre le dispositif 10 selon l’invention est de réduire les effets du rayonnement diffusé. En effet, chaque bande 14-1 à 14-7 ne détecte que le rayonnement contenu dans le plan du faisceau 20 et ignore le rayonnement diffusé hors de ce plan.

Il est possible d’améliorer encore la qualité de l’image. En effet, chaque bande du détecteur 14 reçoit un rayonnement diffusé dans le plan même du faisceau 20 et il est avantageux de corriger la mesure réalisée par le détecteur 14 dans chacune des bandes 14-1 à 14-7 pour réduire la part due au rayonnement diffusé. Dans chacune des bandes 14-1 à 14-7, Il est possible d’estimer cette part à partir de mesures faites hors de la bande considérée. En effet, durant l’émission du faisceau 20 en regard de la bande considérée, seule cette bande reçoit le signal utile issu du faisceau 20 ayant traversé l’objet à radiographier. Hors de cette bande, et hors d’autres bandes en regard de faisceaux 20 activés simultanément, seul un rayonnement diffusé lors de la traversée de l’objet à radiographier atteint le détecteur. Au moyen de mesures réalisées par le détecteur hors de la bande considérée, il est possible d’estimer le rayonnement diffusé présent dans la bande elle-même. La correction de la mesure réalisée dans la bande est alors possible, par soustraction de l’estimation du rayonnement diffusé au rayonnement mesuré.

La figure 7 illustre plusieurs façons de réaliser l’estimation du rayonnement diffusé présent dans une bande éclairée par un faisceau 20 et référencée 14-i. En première approche, il est possible de considérer que le rayonnement diffusé est constant selon un axe 100 perpendiculaire à la plus grande longueur de la bande 14-i. On choisit un pixel ou un groupe de pixels 100-1 du détecteur 14 situés à l’extérieur de la bande 14-i. On considère que le niveau de rayonnement diffusé à l’intérieur de la bande 14-i est égal au niveau du rayonnement diffusé mesuré au moyen du pixel 100-1 lors de l’irradiation d’un objet à radiographier. Pour tous les pixels situés dans la bande 14-i le long de l’axe 100, on soustrait à la mesure réalisée, la valeur mesurée par le pixel 100-1.

Il est également possible de choisir deux pixels ou deux groupes de pixels 100-1 et 100-2 situés tous deux à l’extérieur de la bande 14-i. Les pixels 100-1 et 100-2 sont disposés de part et d’autre et à égale distance de la bande 14-i. Il est bien entendu que lors de l’émission du faisceau 20, les pixels 100-1 et 100-2 ne sont pas éclairés par d’autres faisceaux 20. L’estimation du rayonnement diffusé à l’intérieur de la bande 14-i est alors égale à la moyenne des mesures dans chacun des pixels 100-1 et 100-2. Ces mesures sont réalisées pour tous les axes perpendiculaires à la plus grande longueur de la bande 14-i. Tous les pixels de mesures sont disposés sur des axes 102-1 et 102-2 parallèles à la plus grande longueur de la bande 14-i. La variation spatiale du rayonnement diffusé étant généralement lente, il est possible de lisser les mesures faites pour tous les points de type 100-1 d’une part et 100-2 d’autre part le long de leur axe 102-1 et 102-2 respectif.

Il est possible d’affiner l’estimation du niveau de rayonnement diffusé présent dans la bande 14-i au moyen d’un modèle de décroissance de rayonnement diffusé en s’éloignant de la bande 14-i. La décroissance est fonction de la distance à la bande 14-i le long de l’axe 100. Ce modèle de décroissance peut être défini de façon empirique par des mesures faites à partir d’objets témoins de nature proche d’objets réels que l’on souhaite radiographier. Une fois les mesures nécessaires à l’établissement du modèle faites, il est possible de les approximer par exemple à l’aide d’une fonction polynomiale ou trigonométrique. A partir d’un modèle retenu, il est possible d’estimer le niveau de rayonnement diffusé à l’intérieur de la bande 14-i en rentrant dans le modèle des mesures faites hors de la bande, mesures réalisées lors de l’irradiation d’un objet à radiographier. Lors d’une radiographie, les mesures faites par les pixels 100-1 et 100-2 sont introduites dans le modèle retenu pour estimer le niveau de rayonnement diffusé à l’intérieur de la bande 14-i, le long de l’axe 100. Comme précédemment, des mesures hors de la bande 14-i sont réalisées sur les axes 102-1 et 102-2 afin de réaliser les corrections pour tous les pixels de la bande considérée. L’utilisation d’un tel modèle permet d’affiner la correction de rayonnement diffusé en individualisant la correction de chacun des pixels de la bande considérée.

La correction de mesure permettant de limiter les effets de rayonnement diffusé peut être mise en œuvre dans un système de radiologie ne possédant qu’une seule source 16. Autrement dit, il est avantageux de mettre en œuvre ce type de correction dans un CT-scanner.

En complément, le calculateur 90 peut être configuré pour réaliser une image en trois dimensions 94 d’un objet à radiographier situé dans le volume utile 60. Pour réaliser une image en trois dimensions, il est possible de construire des coupes de l’objet dans des plans formés par chacun des faisceaux 20. Ces coupes sont construites à partir d’informations reçues du détecteur en faisant tourner le générateur 12 et le détecteur 14 autour du support 62. L’image en trois dimensions est obtenue à partir des différentes coupes. Pour réaliser ce type de reconstruction, il est possible de mettre en œuvre des algorithmes habituellement mis en œuvre dans des dispositifs de type CT-scanner. Le principal avantage à mettre en œuvre le dispositif 10 selon l’invention est alors la réduction de la masse à faire tourner.

Alternativement, il est possible de construire une image en trois dimensions 94 à partir de plusieurs images en deux dimensions telles que précédemment décrites. Entre chaque image en deux dimensions on fait tourner le générateur 12 et le détecteur 14 autour du support 62 au moyen de l’actionneur 68. La construction de l’image en trois dimensions peut être réalisée en mettant en œuvre un algorithme habituellement mis en œuvre dans des dispositifs de type CBCT. Le principal avantage à mettre en œuvre le dispositif 10 selon l’invention est ici la réduction des effets du rayonnement diffusé dans chaque image en deux dimensions, ce qui améliore la qualité de l’image en trois dimensions 94.

Claims (17)

1. Dispositif de radiologie comprenant un générateur (12 ; 72) de rayons ionisants et un détecteur (14) configuré pour détecter les rayons émis par le générateur (12 ; 72), le générateur (12 ; 72) et le détecteur (14) étant en regard l’un par rapport à l’autre, le dispositif (10) délimitant un volume utile (60 ; 80), traversé par les rayons ionisants issus du générateur (12 ; 72) et reçus par le détecteur (14), caractérisé en ce que le générateur (12 ; 72) comprend plusieurs sources (16) réparties le long d’une direction (18 ; 74, 76, 78) et émettant chacune un faisceau (20) de rayons ionisants essentiellement plat et en forme d’éventail et en ce que les sources (16) sont disposées de façon à irradier l’ensemble du volume utile (60 ; 80) sans translation.
2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que des plans dans lesquels les faisceaux (20) se propagent sont parallèles entre eux.
3. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce que chaque source (16) comprend une cathode froide (24) émettant un faisceau d’électrons (30) par effet de champ.
4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce qu’au moins plusieurs des sources (16) possèdent une enceinte à vide (22) commune.
5. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le détecteur (14) est formé d’un panneau plat s’étendant selon deux axes perpendiculaires (32, 34), un premier (32) des deux axes étant parallèle à la direction (18) dans laquelle les sources (16) sont réparties, un second (34) des deux axes appartenant à un plan dans lequel un des faisceaux (20) se propage.
6. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le générateur (72) comprend plusieurs séries de sources (16) alignées, chaque série étant alignée le long d’une direction (74, 76, 78) et émettant chacune un faisceau (20) essentiellement plat de rayons ionisants, les plans de chacun des faisceaux (20) étant parallèles entre eux,
7. Dispositif selon la revendication 6, caractérisé en ce que les directions (74, 76, 78) de chacune des séries de sources (16) sont parallèles entre elles.
8. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il comprend un support (62) apte à porter un objet à radiographier et un actionneur (68) permettant de déplacer un ensemble formé par le générateur (12 ; 72) et le détecteur (14) autour du support (62).
9. Dispositif selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il comprend un calculateur (90) configuré pour réaliser une image en deux dimensions (92) d’un objet à radiographier situé dans le volume utile (60) sans mouvement du générateur (12) et du détecteur (14), le calculateur (90) étant configuré pour recueillir des informations du détecteur (14) le long de bandes (14-1 à 14-7) du détecteur (14), chaque bande (14-1 à 14-7) étant disposée en regard d’un des faisceaux (20) et pour établir l’image en deux dimensions (92) en juxtaposant les informations issues des différentes bandes (14-1 à 14-7) du détecteur (14).
10. Dispositif selon la revendication 9, caractérisé en ce que le calculateur (90) est configuré pour réaliser une estimation du rayonnement diffusé dans chacune des bandes (14-1 à 14-7) en fonction de rayonnement mesuré par le détecteur (14) à l’extérieur de la bande concernée (14-i) et pour soustraire l’estimation du rayonnement diffusé aux mesures réalisées par le détecteur (14) dans la bande concernée (14-i).
11. Dispositif selon la revendication 10, caractérisé en ce que le calculateur (90) est configuré pour réaliser une estimation du rayonnement diffusé dans chacune des bandes (14-1 à 14-7) en fonction d’un modèle de décroissance de rayonnement diffusé en s’éloignant de la bande concernée (14-i).
12. Dispositif selon l’une des revendications 9 à 11 en tant que revendication dépendante de la revendication 8, caractérisé en ce que le calculateur (90) est configuré pour réaliser une image en trois dimensions (94) d’un objet à radiographier situé dans le volume utile (60) à partir de plusieurs images en deux dimensions (92) réalisées en déplaçant entre chaque image en deux dimensions (92) l’ensemble formé par le générateur (12 ; 72) et le détecteur (14) autour du support (62).
13. Procédé mettant en œuvre un dispositif (10 ; 70) selon l’une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il consiste à enchainer successivement l’émission de plusieurs des sources (16).
14. Procédé selon la revendication 13, caractérisé en ce que les sources (16) sont ordonnées le long de leur direction (18 ; 74, 76, 78) et groupées en sous-ensembles regroupant chacun des sources équiréparties, les sous-ensembles étant imbriqués les uns dans les autres et en ce qu’il consiste à piloter l’émission simultanée des sources d’un même sous ensemble et à enchainer successivement l’émission des différents sous-ensembles.
15. Procédé selon l’une des revendications 13 ou 14, caractérisé en ce qu’il consiste à synchroniser spatialement et temporellement les sources (16) et le détecteur (14).
16. Procédé selon l’une des revendications 13 à 15 mettant en œuvre un dispositif selon la revendication 8, caractérisé en ce qu’il consiste à combiner l’émission des différentes sources (16) et le mouvement de l’actionneur (68).
17. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce qu’il consiste à mouvoir l’actionneur (68) de façon continue durant l’émission des différentes sources (16).