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[5][_]
Physical
(28/ 35)
[6][_]
de 25 mm
(3)
[7][_]
14 L
(2)
[8][_]
0,7 V
(2)
[9][_]
1 l
(2)
[10][_]
RT
(2)
[11][_]
16,7 msec
(2)
[12][_]
3 V
(1)
[13][_]
400 mm
(1)
[14][_]
de 40 mm
(1)
[15][_]
20 mm
(1)
[16][_]
30 mm
(1)
[17][_]
95 mm
(1)
[18][_]
20 h
(1)
[19][_]
33 mm
(1)
[20][_]
10 mm
(1)
[21][_]
2 m
(1)
[22][_]
8 s
(1)
[23][_]
120 lux
(1)
[24][_]
de 550 nm
(1)
[25][_]
0,3 V
(1)
[26][_]
40 lux
(1)
[27][_]
0,292 ft
(1)
[28][_]
1,8 m
(1)
[29][_]
de 99 %
(1)
[30][_]
14 J
(1)
[31][_]
14 K
(1)
[32][_]
de 500 mm
(1)
[33][_]
de 400 mm
(1)
[34][_]
Gene Or Protein
(6/ 18)
[35][_]
Etre
(11)
[36][_]
Appa
(2)
[37][_]
Est-a
(2)
[38][_]
Rela
(1)
[39][_]
Copie
(1)
[40][_]
Aur
(1)
[41][_]
Molecule
(5/ 7)
[42][_]
Cl
(3)
[43][_]
cipe
(1)
[44][_]
aluminium
(1)
[45][_]
monter
(1)
[46][_]
carac
(1)
[47][_]
Disease
(4/ 5)
[48][_]
Lues
(2)
[49][_]
Bruit
(1)
[50][_]
Tic
(1)
[51][_]
Rales
(1)
[52][_]
Generic
(1/ 2)
[53][_]
cation
(2)
[54][_]
Polymer
(1/ 1)
[55][_]
Rayon
(1)
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Images Mosaic View
Publication
_________________________________________________________________
Number FR2522489A1
Family ID 3082664
Probable Assignee Tokyo Shibaura Electric Co
Publication Year 1983
Title
_________________________________________________________________
FR Title APPAREIL DE DIAGNOSTIC AUX RAYONS X
Abstract
_________________________________________________________________
L'INVENTION CONCERNE UN APPAREIL DE DIAGNOSTIC AUX RAYONS X.
L'APPAREIL COMPORTE ESSENTIELLEMENT UNE PLAQUE FLUORESCENTE 6, UN
INTENSIFICATEUR D'IMAGE 8 ET UN DETECTEUR D'IMAGE 21. UNE UNITE DE
TRAITEMENT 23 ACCUMULE ET MEMORISE LES SIGNAUX D'IMAGE DU DETECTEUR
AVANT DE LES APPLIQUER A UN ECRAN DE CONTROLE 29.
L'INVENTION S'APPLIQUE NOTAMMENT AU DIAGNOSTIC DE LA SCOLIOSE.
Description
_________________________________________________________________
La presente invention concerne un appareil de diagnostic aux rayons X.
Pour le diagnostic des maladies de l'articula-
tion coxo-femorale apparaissant souvent chez des enfants, ou de la
scoliose chez des adolescents, les regions considerees du corps humain
sont frequemment soumises a des rayons X pour la radiographie Ces
regions affectees sont relativement proches des glandes
genitales L'exposition aux rayons X des glandes geni-
tales est donc inevitable pendant l'operation de radiographie, ce qui
risque de perturber leur fonction de reproduction Dans le but de
reduire l'effet nuisible sur les glandes genitales, il est souhaitable
que le dosage des rayons X soit aussi faible que possible Pour cette
raison, l'appareil de rayons X est realise de maniere emettre le
dosage de rayonnement le plus faible possible, pouvant etre enregistre
sur un papier ou un film sensible de haute sensibilite la Fig 1
illustre schematiquement un exemple de ce genre d'appareil de
diagnostic aux rayons X. Dans l'appareil de diagnostic aux rayons X
represente sur la Fig 1, des rayons X sont emis par un tube 1 et sont
formes, par un diaphragme ou collimateur 2
en un faisceau de rayons X dont le diametre est suffi-
sant pour produire le champ d'irradiation voulu Le
sujet 3 soumis au diagnostic est irradie avec le fais-
ceau de rayons X Ce dernier ayant traverse le sujet 3 est recu par un
dispositif de radiographie 4 du type a faible dose Le dispositif de
radiographie 4 transforme le faisceau de rayons X en des rayons
lumineux visibles contenant les informations d'images, et l'amene a
une intensite satisfaisante Une grille 5 destinee a aliminer la
diffusion de rayons X est positionnee sur le devant ou sur le cote
d'incidence des rayons X du dispositif radiographique 4 Les rayons X
qui traversent la grille 5 rencontrent une plaque fluorescente 6
situee sur le cote arriere de la grille 5, et sur laquelle les rayons
X sont transformes en rayons lumineux visibles contenant les
informations d'images Les rayons visibles provenant de la plaque
fluorescente 6 passent par une lentille 7 et rencontrent un
intensificateur d'image lumineuse 8 Les rayons visibles intensifies
sont
ensuite projetes sur un film d'une camera 10, sur la-
quelle ils forment une image L'appareil de la Fig 1 comporte en outre
un generateur de haute tension 11 produisant la haute tension du tube
a rayons X 1 et une unite 12 de rayons X qui commande la tension du
tube a
rayons X, le courant dans le tube et le temps d'irradia-
tion En fait, le film de la camera 10 est un film de haute sensibilite
(par exemple A S A 3 000) pour assurer la formation d'une image avec
un faible dosage de rayons X. Tel qu'il a ete decrit ci-dessus,
l'appareil courant de diagnostic aux rayons X est agence de maniere a
intensifier les rayons visibles et a les appliquer a un film En raison
de cette disposition, le contraste de l'image visualisee est faible et
elle contient des parasites (faible rapport signal-bruit) conduisant a
un diagnostic peu satisfaisant. L'appareil de diagnostic aux rayons X
represente sur la Fig 1 est transporte dans un camion d'examen de
groupe pour le depistage de la scoliose par exemple La
Fig 2 montre la disposition interieure de ce camion.
Dans le camion, la lettre A designe l'appareil de radio-
graphie En plus du diagnostic, le sujet est place sur
une table B comportant un repose-pieds dans une posi-
tion donnee Le tube a rayons X 1 monte sur un rail D coulisse le long
de ce rail jusqu'a une position Cl et emet des rayons X Le camion
contient egalement une camera symetrique E pour photographier la
poitrine et un changeur de film F pour la radiographie directe Le tube
a rayons X 1 coulisse le long du rail D et il est regle dans l'une
quelconque des positions Cl a C 3 pour la radiographie Le tube 1 peut
egalement pivoter dans une direction horizontale dans chacune des
positions Cl a C 3 Sur la figure, G designe le siege du conducteur, H
une portiere et I une salle de deshabillage pour les sujets La
reference numerique 11 designe un generateur a haute tension qui
comprend un transformateur a haute tension ll A et un condensateur a
haute tension 11 B et la reference 12 designe un dispositif de
commande de
rayons X Pour le diagnostic du sujet, il est neces-
saire de connaitre avec precision la courbure de sa colonne vertebrale
A cet effet, la position dans
laquelle est place le sujet a une grande importance.
Dans le cas d'utilisation d'un appareil courant de diagnostic aux
rayons X, avant de radiographier la region consideree, l'operateur
passe dans la salle de radiographie o se trouve le sujet et le place
dans une position optimale Il revient ensuite dans son local et
commence l'operation de radiographie Cette operation est d'un mauvais
rendement car elle necessite une longue
duree de preparation Pendant l'operation de radiogra-
phie, l'operateur se trouve dans la salle de commande et n 4 peut
controler si la position du sujet est maintenue ou non telle que
prealablement reglee Par consequent, l'image rayons X prise de cette
maniere en utilisant un appareil courant de diagnostic aux rayons X
est peu sure
pour permettre un diagnostic exact de la maladie.
Un objet de l'invention est donc de proposer un -appareil de
diagnostic aux rayons X qui permet d'obtenir une image claire,
suffisante pour un diagnostic sur avec une faible exposition aux
rayons X. Un autre objet de l'invention est de proposer un
appareil de diagnostic aux rayons X qui permet d'effec-
tuer une operation de radiographie tout en controlant
la position du sujet.
L'appareil de diagnostic aux rayons X selon -l'invention comporte un
tube a rayons X, un dispositif de conversion des rayons X transmis a
travers ln sujet irradie avec des rayons X provenant du tube a rayons
X en des rayons lumineux visibles, un dispositif d'inten-
sification de ces rayons lumineux visibles, un dispo-
sitif de detection d'une image que contiennent les
rayons lumineux de sortie du dispositif d'intensifi-
cation et de conversion de ces rayons en des signaux d'image, un
dispositif de traitement d'image destine a
traiter les signaux de sortie du dispositif de detec-
tion d'image pour intensifier l'image et pour addi-
tionner ensemble les signaux d'image traitee d'au moins deux trames,
un dispositif de visualisation du signal de sortie du dispositif du
traitement d'image et un moniteur de temporisation du fonctionnement
de l'appareil de diagnostic aux rayons X. L'invention concerne
egalement un appareil de diagnostic aux rayons X qui comporte un tube
a rayons X, un dispositif de conversion des rayons X transmis and
travers un sujet irradie avec des rayons X provenant du tube a rayons
X en des rayons lumineux visibles, un dispositif d'intensification de
ces rayons lumineux visibles, un dispositif de detection d'une image
que contiennent les rayons lumineux de sortie du dispositif
d'intensification et de conversion de ces rayons en des signaux
d'image, un dispositif de traitement d'image qui t traite les signaux
de sortie du dispositif de detection d'image pour intensifier l'image
et pour additionner ensemble les signaux d'image traites d'au moins
deux trames, un dispositif de detection de la position du sujet
produisant un signal d'image representant cette position, un
dispositif de combinaison du signal de sortie du dispositif de
traitement d'image et du signal de sortie du dispositif de detection,
un dispositif de visualisation qui visualise simultanement une image
aux rayons X et une image de position sur la base du signal de sortie
du dispositif de combinaison et un
moniteur de temporisation du fonctionnement de l'appa-
reil de diagnostic aux rayons X. D'autres caracteristiques et
avantages de l'invention seront mieux compris a la lecture de la
description qui va suivre de plusieurs exemples de
realisation et en se referant aux dessins annexes sur lesquels: la Fig
1 est une representation schematique d'un appareil courant de
diagnostic aux rayons X,
la Fig 2 illustre schematiquement la disposi-
tion interieure d'un camion d'examen transportant un appareil courant
de diagnostic aux rayons X, la Fig 3 est un schema simplifie d'un mode
de
realisation d'un appareil de diagnostic selon l'inven-
tion, les Figs 4 A a 4 C sont des formes d'onde de signaux aux parties
avant de l'appareil de diagnostic aux rayons X de la Fig 3,
la Fig 5 montre la relation entre la lumino-
site et le dosage des rayons X d'un ecran fluorescent utilise dans
l'appareil de la Fig 3,
la Fig 6 est une courbe illustrant la rela-
tion entre la luminance d'ecran et la luminance de photocathode d'un
intensificateur d'image lumineuse utilise dans l'appareil de la Fig 3,
la Fig 7 illustre schematiquement le prin-
cipe d'une lentille convexe simple,
la Fig 8 illustre schematiquement le prin-
cipz d'une combinaison de deux lentilles, la Fig 9 est un schema
simplifie d'un autre mode de realisation d'un appareil de diagnostic
aux rayons X selon l'invention, les Figs 10 A A 10 D representent des
formes d'onde de signaux aux parties avant de l'appareil de diagnostic
aux rayons X de la Fig 9,
les Figs l A et 11 B illustrent schematique-
ment un autre mode de realisation d'un appareil de diag-
nostic aux rayons X avec une camera de television pour observer la
position du sujet, selon l'invention, la Fig 12 est un schema
simplifie d'un moniteur utilise dans l'appareil de diagnostic aux
rayons X des Figs l A et ll B,
la Fig 13 est un schema simplifie d'un moni-
teur utilise dans l'appareil de diagnostic aux rayons X des Figs l IA
et 11 H, les Figs 14 A A 14 L representent des formes
d'onde de signaux dans differentes parties de l'appa-
reil de la Fig 13, et la Fig 15 illustre les etats de chevauchement de
la plaque fluorescente avec une zone d'image sur une
surface de cible d'un capteur d'image.
La Fig 3 est donc une representation simpli-
fiee d'un mode de realisation d'un appareil de diagnostic aux rayons X
selon l'invention Les formes d'onde de signaux aux parties avant de
l'appareil de diagnostic aux rayons X sont representees sur les Figs 4
A a 4 C. Dans l'appareil de diagnostic aux rayons X de la Fig 3, des
rayons X emis par le tube a rayons X 1 sont regles, par un diaphragme
ou collimateur 2 en un faisceau de rayons X dont le diametre convient
pour irradier seulement la region voulue Le faisceau de rayons X
irradie une region predeterminee d'un sujet 3 a diagnostiquer Les
rayons X transmis a travers le sujet 3 sont recus par un dispositif de
radiographie 14 situe sur le cote arriere du sujet 3 Le dispositif de
radiographie 14 transforme le faisceau de rayons X en rayons de
lumiere visible contenant les informations
d'image, et il est ensuite intensifie jusqu'a une inten-
site satisfaisante de la lumiere Une grille 5 destinee a eliminer la
diffusion de rayons X est situee en avant (ou sur le cote incident des
rayons X) du dispositif radiographique 14 Les rayons X qui traversent
la
grille 5 rencontrent une plaque fluorescente 6 dispo-
see sur le cote arriere de la grille 5 Sous l'effet
de la plaque fluorescente 6, les rayons X sont transfor-
mes en des rayons visibles de lumiere contenant les informations de
limage du sujet Les rayons visibles provenant de la plaque
fluorescente 6 passent par une lentille 7 et sont appliques a un
intensificateur d'image lumineuse 8 Les rayons visibles intensifies
sont diriges vers un detecteur d'image 21, comme un tube
detecteur pour une camera de television, par des len-
tilles groupees 20 Le detecteur d'image 21 convertit l'image de
lumiere visible en un signal d'image Le detecteur d'image 21 comporte
egalement une unite de
commande de camera (CCU) 22 pour en commander le fonc-
tionnement Le signal d'image est applique par le detecteur 21 a une
unite 23 de traitement d'image par l'unite de commande 22 L'unite de
traitement d'image 23 traite les signaux d'image provenant du
detecteur d'image
21 L'unite de traitement 23, realisee selon les techni-
ques recentes de traitement numerique de l'image remplit differentes
fonctions pour le traitement des signaux d'image, telles que
l'integration, l'addition, le calcul de moyenne, la conversion "y",
l'intensification d'image, y compris le partage de niveau, la
fourchette de niveau
de gris, l'accentuation de niveau de luminosite interme-
diaire, l'amelioration de configuration, etc L'unite de
traitement 23 comporte un convertisseur analogique-nume-
rique 24 qui convertit un signal analogique d'image provenant du
detecteur d'image 21 en un signal numerique correspondant, un
processeur numerique 25 qui traite le signal numerique de sortie du
convertisseur 24, une memoire numerique 26 qui memorise des donnees et
des programmes et un convertisseur numerique-analogique 27 qui
convertit le signal de sortie du processeur numerique 25
en un signal analogique.
Un generateur 11 produit une haute tension pour alimenter le tube a
rayons X 1 afin qu'il emette des rayons X Un moniteur de rayons X 12
controle le
fonctionnement du generateur a haute tension 11.
Un moniteur de temporisation 28 commande la temporisation de la
radiographie aux rayons X et le
traitement des signaux d'image par l'unite de traite-
ment 23 Un ecran de controle 29 est un dispositif de visualisation
d'une image produite a partir du signal d'image delivre a partir de
l'unite de traitement
d'image 23.
En pratique, le moniteur de rayons X 12 fonc-
tionne a la commande du moniteur de temporisation 28.
A la commande du moniteur de tube 12, le generateur a haute tension Il
delivre la tension et le courant regles par ce moniteur 12 au tube a
rayons X 1 pendant une periode donnee Le tube rayons X 1 emet des
rayons X pendant un temps donne T, comme le montre la Fig 4 A Les
rayons X emis sont mis en faisceau par le diaphragme 2, sous forme
d'un faisceau de rayons X dont le diametre est suffisamment grand pour
exposer la region voulue Le sujet 3 est alors irradie avec le faisceau
Lez rayons X transmis a travers le sujet 3 penetrent dans le
dispositif de radiographie 14 a faible dosage Les rayons X transmis
traversent la grille 5 dans laquelle les rayons diffuses sont elimines
Les rayons X qui traversent la grille 5 sont appliques a la plaque
fluorescente 6 par laquelle ils sont convertis en des rayons lumineux
visibles Les rayons lumineux convertis forment une image sur la
surface d'entree de
l'intensificateur d'image 8 a travers l'objectif 7.
L'intensificateur d'image 8 intensifie les rayons d'image et les
applique A la surface de sortie Les rayon s d'image visibles de sortie
sont transmis au detecteur d'image 21 par la double lentille 20 Le
detecteur d'image 21 recoit l'image que contiennnent les rayons
d'image visible, et la convertit en un signal d'image.
A la commande de l'unite de commande 22, le detecteur
d'image 21 emet des signaux d'image de facon sequen-
tielle apres l'emission de rayons X, ces signaux etant appliques a
l'unite 23 de traitement d'image. Sur la Fig 4 B, les lettres A a F
indiquent des
images ou des trames des signaux d'image produits sequen-
tiellement apres l'emission des rayons X La hauteur de
la trame indique le niveau des donnees d'image Immedia-
tement apres l'emission de rayons X, l'accumulation des donnees
d'image (quantite des rayons X transmis) est faible Par consequent, le
niveau du signal d'image dans une premiere trame A est petit Au moment
d'obtenir une seconde trame, l'accumulation des donnees d'image
augmente et le niveau du signal est plus grand a ce moment qu'a
l'obtention de la premiere trame A ce moment, le niveau du signal
d'image n'est pas encore entre dans une phase stationnaire Au moment
de l'arrivee
d'une troisieme trame, le temps d'accumulation est suffi-
samment long et une quantite suffisante de donnees d'image est
accumulee Le niveau du signalest plus grand que 4 ans la seconde trame
B Le niveau dans la troisieme trame C est maintenant dans la phase
stationnaire Le niveau du signal dans les trames suivantes
(c'est-a-dire la 4 eme, la 5 eme, la 6 eme, etc) sont maintenues en
phase stationnaire A la fin de la periode d'emission des rayons X, le
signal d'image de sortie disparatt Au cours du processus
d'intensification d'image, les signaux d'image sont appliques
sequentiellement au convertisseur analogique-numr-ique 24 de l'unite
de traitement 23, puis au processeur numerique 25 et sont finalement
memoris s dans la memoire numerique 26 La memorisation des signaux
d'liage dans un etat stable indique la fin du processus
d'intensification d'image Le traitement du signal d'image par l'unite
de traitement 23 comprend l'addition des
signaux d'image, etc ainsi que le processus d'intensifi-
cation de l'image Les donnees d'image traitees memorisees dans la
memoire numerique 26 sont lues sequentiellement a la-coxmande du
moniteur de temporisation 28, sont converties en un signal analogique
par le convertisseur numerique-analogique 27 et appliquees finalement
a l'ecran de controle 29 pour etre visualisees Les donnees yisualisaez
sont faciles a examiner car elles ont ete soumaises au processus
d'intensification de l'image. L'image visualisee sur l'ecran de
controle 29 peut etre conservee sous la forme d'une copie papier, par
impression aur un film avec une camera a format multiple (comme celles
utilisees dans esanalyseurs
rayons cathodiques ou dans le domaine medical nucle-
aire) ou en la prenant directement avec une camera sur
l'ecran de controle 29.
L'addition des signaux d'image qui est effec-
tuee dans l'unite 23 de traitement d'timage ou le proces-
seur numerique 25 et la memoire numerique 26 a pour objet d'obtenir
une image nette sous irradiation par les rayons X a faible dosage
utilises Plus particulierement, cela se fait pour obtenir une image
plus nette sur la base du signal d'image avec un niveau au-dessous du
niveau standard de 1,0 Vp-p (signal d'image 0,7 V et niveau de
synchronisation a,3 V) Le traitement par addition est illustre en
utilisant un exemple dclans lequel 20 trames
de signaux d'%age au 1/20 du niveau d'un signal stan-
dard sont additionnees ensemble.
1 l sera suppose que la maladie and diagnostiquer
est une scoliose Pour ce diagnostic, une plaque fluo-
rescente aux terres rares, comme la plaque 6 a pour dimension 500 = de
longueur et 400 mm de largeur, et une caracteristique de lu Minosite
en fonction du dosage des rayons X illustree par la Fig 5 La lentille
7 est representee par fi (distance focale) de 40 mm et f 1 nombre F) =
0,75 L'intensificateur d'image 8 qui est tres petit remplit une
fonction de multiplication elevee des electrons Secondairea et il est
concu sur la base
d'une plaque and micro-canal par exemple pour sa remar-
quable intensification de la lumiere incidente faible.
Le diametre de l'intensificateur d'image 8 est 20 mm a la face
d'entree et 30 mm a la face de sortie La caracteristique de luminance
est la meme que celle representee sur la Fig 6 Les lentilles en
cascade
comprennent une lentille d'entree 20 a plus proche de -
l'intens ficateur d'image 8 et une lentille de sortie 20 b plus proche
du detecteur d'image 21 La lentille d'entree 2 Qa se caracterise par f
2 = 95 mm et F 2 = 0,95,
et la lentille de sortie 20 h par f 3 = 33 mm et F 3 = 0,75.
Une iiage est formee avec un diametre d'environ 10 mm sur la surface
de formation d'image du detecteur d'image 21 La luminance de sortie de
l'intensificateur d'image
8 est B 2 (Cd/m 2).
Dans ces cornditions, le degre de divergence du flux lumineux de
l'intensificateur d'image 8, designe par R 2 est donne par:
2 Q "
R 2 = X 2 (lumen/m 2)) Un grossitasement total 2 dans le systeme de
lentilles 20 est: " 2 m 33/95 La luminosite effective F 2 ' est:
F 2 3 33 = 2,159.
( 0,7)-
L'eclairement E d'une image A' dans des len-
tilles en cascade comprenant des lentilles L 1 et L 2 comme le montre
la Fig 8 s'exprime par: RT ( 4 F 2 + 1)m 2 o T et m sont
respectivement la transmissivite et le grossissement du systeme de
lentilles De plus, m = f 2/fl
et F est la luminosite effective, R est le degre de diver-
gence du flux lumineux d'un objet radiographie A fl et
f 2 sont les foyers des lentilles L 1 et L 2 respectivement.
L'arrangement des equations ( 1) et ( 2) en supposant T 2 = 0,8 donne
la luminosite sur la surface d'imaqe du detecteur 21 donnee par:
R 2 T 2
E 2
{ 4 (F ') +l}m)2
e B 2 x 0,8.
2 33
{ 4 ( 2,159) +lx()2 = 1,06 B 2&#x003C;lux) ( 3) On considerera
maintenant la quantite des
rayons lumineux incidant sur le detecteur d'image 21.
Dans le cas d'un tube vidicon de 25 mm par exemple, la luminosite des
rayons lumineux incidents necessaire pour un courant de sortie
standard de 0,2 p A est 120 lux, comme l'indique la caracteristique
generale de conversion photo-electrique.
La caracteristique de sortie de l'intensifica-
teur d'image lumineuse 8 est generalement une caracteris-
tic P-20 avec une crete au voisinage de la longueur
d'onde de 550 nm Sa caracteristique de sensibilite spec-
trale ressemble beaucoup a celle des tubes vidicon Les
caracteristiques de sensibilite spectrale des tubes
vidicon et chalnicon sont liees dans le rapport 3: 1.
Le tube chalnicon de 25 mm a une sensibilite
environ trois fois celle du tube vidicon de meme dimension.
Si le tube chalnicon de 25 mm est utilise pour le detec-
teur d'image 21, la luminosite de la lumiere incidente necessaire pour
obtenir un courant de sortie de 0,2 p A est = 40 (lux) ( 4) Il sera
suppose que le courant de sortie d'image standard Vs d'un detecteur
d'image comprenant le detecteur 21 et l'unite de commande 22 est 1,0
Vp-p &#x003C;sortie d'image 0,7 V) et que sa sortie de synchronisation
est 0,3 V quand le courant de sortie est 0,2 p A. Dans le cas o les
signaux d'image de 20 trames
sont additionnes ensemble, la luminance incidente neces-
saire pour la surface d'incidence de lumiere du detecteur 21 peut etre
obtenue en divisant 40 lux de l'equation ( 4) par le nombre de trames
20: /20 = 2 (lux) ( 5) Le temps d'emission necessaire pour additionner
20 trames de signaux d'image, si le temps de rayonnement X d'une trame
est 16,7 msec est: 16,7 msec x 20 = 334 (ms) Les equations ( 3) et (
5) donnent:
1,06 B 2 = 2
B 2 1,887 (Cd/m) ( 6) Dans le cas o l'intensificateur d'image 8 a une
caracteristique generale de luminance en fonction de l'eclairement
indique par le trait plein sur la Fig 8,
l'eclairement incident des rayons X, si B 2 (degre de diver-
gence du flux lumineux) = 1,887 (Cd/m), est 0,6 &#x003C; lux) ( 7) On
examine maintenant les rayons lumineux
d'entree de l'intensificateur d'image 8.
Le principe de la lentilie 7 pour conduire les rayons lumineux
provenant de la plaque fluorescente 6 est illustre par la Fig 7 Selon
la Fig 7, l'eclairement de l'image A' est: RT
E = 4 F ( 8)
4 F (m+l) o R est le degre de divergence du flux lumineux de l'objet
A, L la transmissibilite de la lentille L 3 et F la lumino-
site de la lentille L 3.
Si l'on suppose que Bl (Cd/m 2) est la luminance de sortie de la
plaque fluorescente 6, R 1 le degre de divergence du flux lumineux, E
1 la luminosite de la lumiere incidente sur l'intensificateur 8, T 1
la transmissivite de la lentille donnee par l'equation ( 8), on
obtient: R 1 x T 1
E 1 2 2
4 F 1 (ml+l) R 1 = Bl (lumen/m 2) Si T 1 = 0,8, F 1 = 0,75 et 1 Bl m 1
= 20/500 w B 1 x 0,8
E 1 = 20
4 x 0, 752 (O + 1) = 1,033 81 (lux) = 1033 81 (mlux) ( 9) Les
equations ( 7) et ( 9) donnent ensemble
1033 81 = 0,6
par consequent B 1 = 0,00058 (Cd/m 2) = 0,00058 x 0,292 ft-L =
0,000169 (ft-L) ( 10) Un dosage de rayons X incidents necessaire pour
obtenir la luminance B 1 = 0,000169 (ft-L) est 1,8 m R/min d'apres la
caracteristique de la Fig 5 Le dosage de rayons X pour la radiographie
(dosage radiographique) est 1,8 (m R)/60 x 0,334 = 0,01002 (m R)
= 10,02 (VR).
Comme le montrent les calculs ci-dessus, dans l'appareil de diagnostic
aux rayons X utilisant une combinaison d'un systeme de radiographie
direct et un film standard, le dosage de rayons X incident necessaire
est suppose etre environ 1,000 (PR/trame).
Pour obtenir ce resultat, seulement 10 (i R/trame) suffisent si les
signaux d'image sont additionnes Cela indique que le dosage de rayons
X necessaire peut etre
reduit de 99 %.
Un autre mode de realisation d'un appareil de diagnostic aux rayons X
selon l'invention sera maintenant decrit en regard de la Fig 9 Comme
cela a deja ete indique, le mode de realisation de la Fig 3 compense
le niveau insuffisant du signal d'image en en additionnant plusieurs
Le mode de realisation de la Fig 9 est agence pour que pendant
l'emission des rayons X, le detecteur d'image 21 soit bloque pour
interrompre l'analyse des signaux d'image et, apres la fin de
l'emission de rayons X, l'analyse du signal d'image commence Le
present mode de realisation est agence pour donner une imaqe plus
claire sur l'ecran de controle La disposition des circuits de ce mode
de realisation est la meme que celle de la Fig 3 a l'exception pres
qu'une ligne de commande relie le moniteur de temporisation 28 et le
detecteur
d'image 21.
Dans le present mode de realisation, le moni-
teur de temporisation 28 commande la temporisation d'emission de
rayons X et du blocage du detecteur d'image 21 Comme le montrent les
Fig 10 A et O l B, pendant au moins la periode T (Fig 10 A) d'emission
de rayons X, le moniteur de temporisation 28 bloque le detecteur
d'image
21 pour interrompre l'analyse du signal d'image (Fig O l B).
Pendant cette periode, les donnees d'image sont memorisees.
A la fin de l'emission de rayons X, le moniteur de tempo-
risation 28 libere le detecteur d'image 21 de son etat bloque Le
detecteur d'image 21 analyse les donnees d'image
memorisees soua la forme de signaux d'image en synchro-
nisme avec la vitesse de balayage de l'unite de commande
de camera 22.
Si le detecteur d'image 21 est un tube analyseur d'image, les signaux
d'image sont analyses de maniere que l'image d'un objet soit formee
sur la surface de l'ecran d'entree pour fox=er une image latente
electrique, et
l'image latente est analysee par un faisceau d'electrons.
Dans les signaux d'image ainsi obtenus, le niveau du signal de la
premiere trame A est le plus eleve et les niveaux des signaux des
trames suivantes B, C, D, sont reduits pas a pas, dans cet ordre Dans
la premiere trame A, une grande quantite de charge emmagasinee est
laissee et le niveau du signal d'image est eleve Avec l'accroissement
des lectures de la charge emmagasinee, la charge residuelle
diminue Le niveau du signal d'image devient progressive-
ment faible dans les trames successives B, C, D, Les signaux d'image
sont soumis a un traitement d'image dans l'unite de traitement 23 et
sont memorises dans la memoire numerique 26 Les donnees d'image
memorisees sont lues sequentiellement et sont converties en un signal
analogique par le convertisseur numerique-analogique 27.
Le signal analogique est alors applique a l'ecran de controle 29 pour
etrevisualise La Fig l OD montre les
donnees apres la conversion numerique-analogique.
Comme cela a ete explique ci-dessus, le mode de realisation de la Fig
9 bloque le detecteur d'image 21 pour interrompre son operation
d'analyse d'image pendant la periode d'emission des rayons X Quand
l'emission des rayons X est terminee, il libere le detecteur d'image
21 de son etat bloque pour permettre le demarrage de son operation
d'analyse d'image Avec cette disposition, une
quantite suffisante de charge du signal peut etre emmaga-
sinee mome avec une luminosite incidente faible pour obtenir des
signaux d'image and des niveaux suffisants Ce mode de realisation
permet de lire les signaux d'image plus efficacement que celui de la
Fig 3 Cela indique que le temps de radiographie est plus court et que
le dosage de rayons X necessaire pour une radiographie satisfaisante
est plus faible.
Dans les appareils de diagnostic aux rayons X
representes sur les Fig 3 et 9, les rayons X sont conver-
tis par la plaque fluorescente 6 en des rayons lumineux visibles
contenant les informations d'image L'imaqe visible est ensuite
intensifiee par l'intensificateur d'image 8 Le detecteur d'image 21
analyse l'image a partir
des rayons visibles L'appareil comporte en outre un dispo-
sitif pour intensifier les signaux d'image representant l'image en
traitant lessignaux d'image Les signaux d'image ainsi traites sont
visualises Par consequent, l'image visualisee est suffisamment claire
pour permettre un diagnostic satisfaisant Les, signaux d'image ainsi
traites dans les trames sont additionnes ensemble De plus, l'operation
d'analyse d'image est effectuee quand une quantite suffisante de
charge de signaux est emma- gasinee Par consequent, les signaux
d'image obtenus ont des niveaux eleves meme si un faible dosage de
rayons X est emis pendant une courte periode Cela permet a l'appareil
de diagnostic aux rayons X de fonctionner avec un plus faible dosage
de rayons X. Les Fig l A et ll B illustrent un autre mode de
realisation d'un appareil de diagnostic aux rayons X selon l'invention
La Fig 1 l A est une vue de cote de l'appareil de diagnostic lorsqu'un
malade, comme sujet a diagnostic, est place dans l'appareil La Fig 11
B est
une vue de face de cet appareil.
Comme le montrent lesand figures, l'appareil de diagnostic aux rayons
X comporte une seconde camera de television 30 pour controler la
position du malade 3, en plus des dispositifs de radiographie 14 qui
comprend une premiere camera de television Laposition du malade, avec
la partie consideree de son corps, est visualisee sur l'ecran a miroir
Un filtre en coin 31 en aluminium
par exemple, destine a regler la distribution d'inten-
site des, rayons X est monte sur le cote de sortie du diaphragme 2 Sur
les figures, la reference numerique 32 designe une lentille pour la
seconde camera 30 et la reference 33 designe un tube a rayons
cathodiques que contient le dispositif de radiographie 14 La reference
34 designe un support pour le tube a rayons X 1 qui est monte
coulissant sur le rail D, represente par exemple sur la Fig 2 A
l'avant de la plaque fluorescente 6 se trouve un tableau a grille aux
rayons X 35 donnant un
critere de jugement sur la courbure de la colonne verte-
* 35 brale Une plaque 36 de verre au plomb est situee a
l'arriere de la plaque fluorescente 6 Un miroir refl 6-
chissant 37 destine a devier les rayons lumineux inci-
dents provenant de la plaque fluorescente 6 est prevu dans le
dispositif de radiographie 14 La reference
numerique 38 designe une section de camera de televi-
sion et 39 une table sur laquelle le sujet est place.
La table 39 peut coulisser vers le haut et le bas Les momes references
numeriques sont utilisees pour designer
des parties semblables a celles des Figs 3 et 9.
La Fig 12 montre la disposition d'un dispo-
sitif de commande utilise dans le mode de realisation des Fig 11 A et
ll B. Une unite 40 de commande de camera, prevue avec l'unite 23 de
traitement d'image, recoit des signaux d'image de la region consideree
provenant du detecteur d'image 21 et des signaux d'image representant
la position du sujet, provenant de la seconde camera 30.
Un moniteur d'ensemble 41, comprenant un oscillateur a cristal, un
diyiseur de frequence, etc fournit des signaux de commande de
temporisation a un moniteur de rayons X 12, a-l'unite de commande de
camera 40 et a une imprimante 42 L'unite de commande 40 fournit des
signaux de commande a un tube a rayons cathodiques 33 et a une
seconde ca"era de television 30 pour le controle de posi-
tion Les signaux d'image traites par l'unite de commande
sont emis vers l'imprimante 42.
La disposition de l'unite de commande de camera et son fonctionnement
seront maintenant decrits en regard des Fi g 13, 14 A A 14 L Comme le
montre la Fig 13, l'unite de commande 40 comporte une unite 23 de
traitement d'image qui recoit le signal d'image de sortie du detecteur
d'image 21, une porte 51 pour aiguiller le signal de sorr-
tie de l'unite de traitement 23, une porte 53 pour aiguiller le signal
de sortie provenant de la seconde camera de television 30 et un
melangeur 52 pour melanger les signaux de sortie des portes 51 et 53
L'unite de
commande 40 comporte en outre un melangeur 55 pour melan-
ger les impulsions de synchronisation provenant d'un generateur de
synchronisation 54 et le signal de sortie du melangeur 52, un ecran de
controle 33 pour visualiser une image donnee par le signal de sortie
du melangeur 55
et une unite logique qui recoit les impulsions de synchro-
nisation du generateur 54 et qui transfert les signaux de
commande de temporisation aux portes 51 et 53, au melan-
geur 52 et au generateur 54 Les impulsions de sortie du generateur de
synchronisation 54 sont appliquees comme
des impulsions de synchronisation horizontales (impul-
sions H) et des impulsions de synchronisation verticales (impulsions
V) aux cameras de television Le signal d'image du melangeur 55 est
applique a l'ecran de controle 33. En fonctionnement, les signaux
d'image d'une trame (Fig 14 B) sont obtenus a partir d'une image de la
region consideree PA (Fig 14 A) analysee par le detecteur d'image 21
du dispositif de radiographie 38 Ensuite, les signaux d'image sont
retardes d'un temps donne t 1 par l'unite logique 56 Les signaux
d'image d'une trame (Fig 14 D) sont obtenus d'une image de position PB
(Fig 14 C) donnee par la seconde camera de television 30.
Les parties moyennes (Figs u 4 F et 14 H) des signaux d'image, chacun
d'une trame (Figs 14 B et 14 D) sont extraites respectivement de ces
signaux d'image par les portes 51 et 53 Ces portes recoivent a leurs
entrees de commande des siqnaux PG-A (Fig 14 E) et PG-B (Fig 14 G)
avec des temporisations differentes provenant de l'unite logique 56
Les signaux d'image extraits sont melanges par le melangeur 52 (Fig 14
I) Le signal d'image
melange est a nouveau melange avec le signal de synchro-
nisation (Fig 14 J) retarde d'un temps t 2 par rapport au signal de
synchronisation pour obtenir l'image PA dans le melangeur 55 Ce
dernier produit le signal ainsi melange comme un signal composite
PA-PB (Fig 14 K) Le signal composite est applique a l'ecran de
controle de television 33 qui a son tour visualise les images PA' et
PB' produites sur son ecran par le signal composite De cette maniere,
deux images differentes PA' et PB' sont visualisees simultanement sur
l'ecran de controle de
television 33.
Le fonctionnement global du present mode de realisation sera
maintenant decrit. L'operateur demande au sujet 3 de monter sur le
tabouret 39 Ensuite, il regle verticalement ce
tabouret au moyen d'un dispositif de reglage (non repre-
sente) pour positionner la region consideree du sujet sur l'axe d'un
faisceau de rayons X A ce moment, il regle egalement la position et
l'attitude du sujet dans l'etat optimal pour le diagnostic Apres ce
travail preparatoire au diagnostic, l'operateur penetre dans la salle
de commande des rayons X et controle l'image de position du sujet sur
l'ecran de controle Comme cela a ete explique ci-dessus, l'image de
position est donnee par la seconde camera de television et l'ecran de
controle se trouve dans le dispositif de radiographie
* 14 Si la position du sujet n'est pas correcte, l'opera-
teur lui demande de reprendre la position optimale, tout en
surveillant l'image de la position Apres s'etre
assure que le sujet est en position optimale, l'opera-
teur commence a radiographier la region consideree.
L'operation de radiographie peut etre effectuee dans le mode de
traitement voulu si le format et le niveau de
l'unite 23 de traitement d'image ont ete regles correc-
tement par le moniteur d'ensemble 41 A la manoeuvre du bouton de
demarrage (non represente) la tension et le courant voulus sont
appliques par le generateur de haute
tension 11 au tube a rayons X 1 a la commande du moni-
teur de tube 12 Ensuite, des rayons X sont emis vers le sujet 3 En
raison de l'irradiation par les rayons X, l'ecran de controle fait
apparaitre l'image de la region consideree du sujet sur son ecran A ce
moment, l'image de rayons X PA et la premiere camera de television 38
et
l'image de position PB de la seconde camera de televi-
sion sont visualisees simultanement cote a cote, comme mentionne
cidessus L'image de rayons X PA est claire
et facile a observer, meme si des rayons X a faible dosa-
ge sont utilises car les signaux d'image produisant cette
image sont traites de facon unique par l'unite de traite-
ment 23 L'image de rayons X peut aussi etre conservee
comme un tirage sur papier en utilisant l'imprimante.
La radiographie prise par cet appareil est donc sure pour le
diagnostic La visualisation simultanee de l'image aux rayons X et de
l'image de position, si elle est conservee sous la forme d'un tirage
sur papier, rend le diagnostic encore plus stur car un medecin peut
ensuite observer ces images et les comparer Cela est particulierement
efficace pour le diagnostic de la scoliose, car cette maladie impose
generalement plusieurs annees de traitement Seules les composantes des
signaux dans les parties medianes des signaux d'image (Figs 14 C et 14
A)
tels qu'ils sont analyses par les deux cameras de tele-
vision, sont extraites et utilisees pour la formation d'image sur
l'ecran de controle Par consequent, il peut y avoir une certaine
degradation de la qualite des images
formees Mais l'appareil de diagnostic aux rayons X utili-
sant la plaque fluorescente 6 selon l'invention est exempt de ces
problemes La raison pour cela apparait en regard de la Fig 15 Cette
figure montre la relation entre une surface d'image projetee sur la
face d'ecran du detecteur
d'image dans la premiere camera de television 38 (corres-
pondant a une surface effective de l'intensificateur
d'image 8 et une surface effective de la plaque fluores-
cente 6) Les signaux d'image presents dans la surface superposee 6 A
sont hachures comme composantes essentielles du signal, mais les
signaux dans le reste de la surface ne sont pas essentiels pour la
formation d'image La largeur de la region essentielle 6 A est
determinee par la plaque fluorescente 6 La plaque 6 a une forme
rectangulaire pour
radiographier la colonne vertebrale d'un corps humain.
La plaque 6 pour des adolescents a une longueur de 500 mm et une
largeur de 400 mm a la face d'entree Le diametre de la region d'image
8 ' sur la face du detecteur d'image
21 est generalement plus grand que la largeur de la pla-
que fluorescente 6 Par consequent, les surfaces late- rales de la
surface d'image d' ne sont pas superposees sur la plaque 6 Pour la
radiographie de la colonne vertebrale, les deux cotes de cette
derniere sont frequemment en dehors de la surface de radiographie pour
eviter l'irradiation des glandes genitales Pour cette raison, les deux
surfaces laterales 8 A de la surface 8 ' de la face de formation
d'image sont inutiles La suppression des signaux d'image correspondant
a ces
surfaces 8 A n'affecte donc en rien la qualite d'image.
Il apparait ainsi que l'appareil de diagnostic aux rayons X selon
l'invention utilise un dispositif unique d'intensification d'image
avant l'etage de
controle Cette caracteristique assure une image beau-
coup plus claire pour une irradiation aux rayons X a faible dosage A
l'aide de la camera de television pour
examiner la position du sujet, l'operateur peut radio-
graphier exactement la region consideree d'un corps humain Cela peut
ameliorer beaucoup le diagnostic pose
par un medecin.
Bien entendu, diverses modifications peuvent
etre apportees par l'homme de l'art aux modes de realisa-
tion decrits et illustres a titre d'exemples nullement
limitatifs sans sortir du cadre de l'invention.
Claims
_________________________________________________________________
REVENDICATIONS
1 Appareil de diagnostic aux rayons X, compre-
nant un tube a rayons X, un dispositif pour convertir les rayons X
transmis a travers un objet irradie avec des rayons X provenant dudit
tube a rayons X en des rayons lumineux visibles et un dispositif pour
detecter une image
produite par ledit dispositif d'intensification, caracte-
rise en ce que ledit dispositif de detection d'image ( 10) est un
dispositif ( 21) de detection de l'image produite
par ledit dispositif d'intensification ( 8) et le conver-
tissant en un signal d'image, et en ce qu'il comporte un dispositif de
traitement d'image ( 23) destine a traiter lessignaux de sortie dudit
dispositif ( 21) de detection d'image pour intensifier l'image et pour
additionner ensemble les signaux d'image traitee d'au moins deux
trames, un dispositif de visualisation ( 29) destine a visualiser le
signal de sortie dudit dispositif ( 23) de traitement d'image et un
moniteur de temporisation ( 28) pour temporiser le fonctionnement
dudit appareil de diagnostic aux rayons X.
2 Appareil selon la revendication 1, caracte-
rise en ce que ledit moniteur de temporisation ( 28) interrompt
l'analyse des siqnaux d'image et memorise une image d'entree pendant
l'emission dudit tube a rayons X 1.
3 Appareil selon la revendication 1, caracte-
rise en ce que ledit dispositif ( 23) de traitement d'image comporte
un convertisseur analogique-numerique ( 24) qui convertit les signaux
d'image de sortie dudit dispositif de detection d'image ( 21) en un
signal numerique, un processeur numerique ( 25) pour traiter les
signaux d'image
numeriques provenant dudit convertisseur ( 24) afin d'inten-
sifier l'image et d'additionner ensemble les signaux d'image traitee
d'au moins deux trames, une memoire numerique 26 pour memoriser les
signaux d'image dudit
processeur numerique et un convertisseur numerique-analo-
gique ( 27) pour convertir les signaux d'image dudit
processeur numerique ( 25) en un signal analogique.
4 Appareil selon la revendication 1, carac-
terise en ce qu'il comporte en outre un dispositif ( 30) pour analyser
la position de l'objet et produire un signal d'image representant la
position et un dispositif ( 40) pour combiner le signal de sortie
dudit dispositif ( 23) detraitement d'image et le signal de sortie
dudit
dispositif d'analyse ( 30), ledit dispositif de visuali-
sation ( 29) affichant simultanement l'image de rayons X et une image
de position sur la base du signal de sortie
dudit dispositif de combinaison ( 40).
Appareil selon la revendication 4, carac- terise en ce que ledit
dispositif de combinaison ( 40) comporte un dispositif ( 51), ( 53), (
55) pour extraire les composantes essentielles des signaux d'image
produits par ledit dispositif ( 23) de traitement d'image et ledit
second dispositif t 30) d'analyse d'lmage, un melangeur ( 52), ( 54),
( 55) pour differencier les unes
des autres les temporisations des composantes essen-
tielles extraites des signaux d'image et pour les melanger.
6 Appareil selon la revendication 5, carac-
terise en ce que ledit dispositif dextraction ( 51), ( 53), ( 56)
comporte une premiere porte pour aiguiller les signaux d'image
provenant dudit dispositif ( 23) de traitement d'image, une seconde
porte ( 53) pour aiguiller les signaux d'image dudit second dispositif
d'analyse d'image ( 30), un premier melangeur ( 52) pour melanger ues
signaux de sortie de ladite premiere porte ( 51) et de ladite seconde
porte ( 52), une unite logique ( 56) pour commander lesdites premiere
et seconde portes l 51), ( 52),
un circuit ( 54) generateur d'impulsions de synchronisa-
tion d'ensemble et un second melangeur ( 55) pour melanger les
impulsions de sortie dudit circuit generateur d'implusions ( 54) avec
le signal de sortie duait premier melangeur ( 52) et pour emettre le
signal melange vers
ledit dispositif de visualisation ( 29).
7 Appareil selon la revendication 4, carac terise en ce que ledit
second dispositif ( 30) d'analyse
d'image comporte une camera de television.
? ?
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