L'invention se rapporte à des dispositifs produisant des images sous l'effet d'une excitation d'un écran luminescent . Elle concerne plus particulièrement (mais non exclusivement) les écrans cathodoluminescents des tubes intensificateurs d'images radiologiques (appelés en abrégé : tube IIR) .

En prenant pour exemple le cas des tubes IIR, ces tubes sont utilisés principalement en imagerie médicale, c'est-à-dire dans le cadre du radiodiagnostic, où ils produisent une image visible qui traduit l'image radiologique d'un patient. La figure 1 montre schématiquement un équipement de radiodiagnostic classique . Cet équipement comporte une source SX de rayons X délivrant un rayonnement RX auquel est exposé un patient P .

De l'autre côté du patient P, c'est-à-dire à l'opposé de la source SX, le rayonnement X porteur d'une image radiologique est capté par un tube IIR.

Le tube IIR comprend généralement une enceinte 2 étancbe au vide fermée à une extrémité par une fenêtre d'entrée FE par laquelle pénètre le rayonnement X . Ce rayonnement X rencontre ensuite un écran d'entrée EE dont la fonction est de traduire l'intensité du rayonnement X incident en chaque point de sa surface , par un nombre d'électrons (non représentés) .

A cette fin l'écran d'entrée EE comprend généralement un scintillateur SC associé à une photocathode PhC . Le scintillateur convertit le rayonnement X en photons visibles qui sont eux-mêmes convertis en électrons par la photocathode .

Un dispositif d'électrodes DE accélère ces électrons et les focalise sur un écran cathodoluminescent appelé écran de sortie ES . L'écran de sortie ES est disposé à proximité d'une fenêtre de sortie FS ou paroi de sortie située à la seconde extrémité du tube IIR, à l'opposé de la fenêtre d'entrée FE .

L'impact des électrons sur l'écran cathodoluminescent ES permet de reconstituer l'image (amplifiée en luminance) qui au départ était formée sur la surface de la photocathode PhC de l 'écran d'entrée . La fenêtre de sortie FS est une pièce transparente généralement en verre (ou pouvant être aussi constituée par un dispositif d'optique à fibres) , qui peut être faite par exemple d'une pièce rapportée sur l'enveloppe de l'enceinte 2 , ou même constituer une partie de cette enveloppe . La fenêtre de sortie FS porte l'écran cathodoluminescent ES qui, généralement, est constitué par une couche de matériau luminophore . Dans ces conditions , l'image en lumière visible formée par l'écran cathodoluminescent ES est visible à l'extérieur du tube IIR, au travers de la fenêtre de sortie FS . L'image délivrée par l'écran de sortie cathodoluminescent ES est observée généralement par l'intermédiaire d'un dispositif optique DO, disposé à l'extérieur du tube IIR, centré par exemple sur un axe longitudinal 5 du tube IIR, axe autour duquel est également centré l'écran cathodoluminescent ES . Cette image peut être éventuellement distribuée par le dispositif optique Do d'une part, vers différents détecteurs d'images tels que par exemple des caméras de prise de vues cinématographiques et photographiques respectivement repérée 6, 7 , disposées de part et d'autre du dispositif optique Do sur un second axe 8 perpendiculaire à l'axe 5 du tube , et d'autre part vers un détecteur d'image constitué par une caméra CT de prises de vues de télévision .

La caméra de télévision CT est reliée à un dispositif de visualisation DV pouvant afficher en "direct" l'image qui est délivrée sous la forme de signaux électriques par la caméra CT de télévision (cas de la radioscopie) . Dans l'exemple représenté, la caméra CT est reliée également à un dispositif d'acquisition et de traitement de signaux ATS qui peut stocker et traiter sous forme numérique les signaux relatifs à l'image (cas de la radiographie numérique) et éventuellement corriger l'image

affichée par le dispositif de visualisation DV .

Un équipement tel que celui montré à la figure 1 est couramment utilisé successivement en mode fluoroscopie ou radioscopie, et en mode radiographie numérique . Cependant ces deux modes posent des problèmes différents .

Dans le cas de la radiographie numérique, les doses de rayons X sont souvent importantes (et la durée d'application du rayonnement est très courte (quelques millisecondes) . La cadence de répétition des images est variable selon les applications , depuis quelques images par seconde jusqu'à la fréquence télévision, et la résolution d'image recherchée est la plus élevée possible .

Dans le cas de la fluoroscopie ou radioscopie, le système d'imagerie radiologique montré à la figure 1 opère à la fréquence télévision (25 ou 30 images/s) , avec des doses de rayonnement X beaucoup plus faibles, mais la résolution des détails recherchée est inférieure . Du fait des faibles doses de rayonnement X utilisées, la fluctuation spatio-temporelle (fluctuation quantique du rayonnement X) est perceptible dans l'image vidéo délivrée à travers le système d'imagerie radiologique . Pour atténuer cette fluctuation, et améliorer la qualité de l'image , il est nécessaire d'opérer une intégration temporelle de l'intensité lumineuse en chaque point de l'image, pour obtenir un "lissage" du bruit temporel apparent . Il existe évidemment un compromis pratique entre une durée de l'intégration suffisante pour réduire le bruit, et une durée d'intégration assez courte pour ne pas introduire de "flou" autour de l'image des organes mobiles (effet de traînée) .

Pour obtenir l'atténuation du bruit perceptible, en fluoroscopie, plusieurs solutions sont actuellement employées : a - Utilisation d'une caméra de prise de vue de télévision équipée d'un tube rémanent. b - L'utilisation d'un écran luminescent rémanent en sortie du tube intensif icateur d'image . c - L'utilisation d'un traitement d'image , sur la base d'un

cumul partiel du signal vidéo de chaque point de l'image , pour plusieurs trames successives .

Pour ce qui concerne les deux premières solutions (a) et (b) : elles présentent comme inconvénient d'optimiser le système d'imagerie radiologique pour la radioscopie, au détriment de son utilisation en radiographie numérique . En effet, en radiographie numérique il est souhaitable que la remanence (persistance de la luminescence) soit la plus faible possible, notamment pour réduire le "flou" qu'introduirait cette remanence pour l'observation d'organes en mouvement (coeur, par exemple) ou l'introduction d'agents opacifiants . Il est à noter qu'actuellement, les caméras de prise de vue de télévision sont de plus en plus couramment équipées de capteurs photosensibles du type CCD (de l'anglais "Charge Coupled Device" ) , qui introduisent une très faible remanence, et qui sont donc aptes à capter des images en mode "rapide" , c'est-à-dire en mode radiographie numérique, mais qui, sans intégration numérique, produisent des images trop bruyantes en mode fluoroscopie .

En ce qui concerne la troisième solution (c) : elle impose des moyens lourds et onéreux, notamment pour la mise en oeuvre d'une mémoire d'image à haute résolution .

Pour répondre à ces problèmes, la présente invention propose de produire par le tube IIR simultanément au moins deux images visibles, présentant des remanences différentes, et de sélectionner l'image visible ayant la remanence la plus appropriée au mode de fonctionnement envisagé (radioscopie ou radiographie numérique) .

A cette fin, l'invention propose d'une part de réaliser l'écran luminescent du générateur d'image (ou écran de sortie dans le cas d'un tube IIR) , à l'aide d'un mélange d'au moins deux matériaux luminophores qui se différencient à la fois par leur remanence et par la plage de fréquence de leurs émissions spectrales .

Dans cette configuration, le rayonnement émis par l'écran luminescent, en chacun de ses points correspondant à une

surface élémentaire d'image , est composé par l'addition de rayonnements de composition spectrale et de remanence différentes, le nombre des rayonnements différents étant le même que le nombre des matériaux luminophores différents . Dans ces conditions, les différents luminophores étant soumis à un même rayonnement d'excitation, ils émettent en réponse des lumières correspondant à des bandes spectrales ou "couleurs" différentes contenant chacune une même image, "chaque couleur" correspondant à une remanence différente . Si l'on prend soin de choisir les différents spectres d'émission de manière à ce qu'ils ne se superposent pas significativement, il devient alors possible d'observer une image ayant la remanence choisie en sélectionnant la couleur à laquelle elle correspond, à l'aide d'un filtre optique . Le rayonnement d'excitation est constitué par tous rayonnements susceptibles d'engendrer le phénomène de luminescence avec des luminophores . Ce rayonnement d'excitation est formé d'électrons émis par une photocathode PhC dans le cas d'un tube IIR, et dans ce cas l'image produite par l'écran de sortie ES est reçue par un (ou plusieurs) détecteur d'images .

Mais l'invention peut s'appliquer aussi bien à d'autre cas , par exemple aux tubes à rayons cathodiques, (en abrégé "TRC" ) et dans ce cas les électrons sont produits par un canon à électrons et bombardent ou excitent un mélange de matériaux luminophores différents portés par l'écran de visualisation du TRC .

L'invention concerne donc un dispositif générateur d'images comportant un écran luminescent soumis à un rayonnement d'excitation, caractérisé en ce que l'écran luminescent comporte un mélange d'au moins deux matériaux luminophores émettant avec des spectres d'émission différents et des remanences différentes .

L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit, faite à titre d'exemple non limitatif en référence aux dessins annexés, parmi lesquels :

- la figure 1, déjà décrite, monte de façon schématique un

équipement d'imagerie médicale à rayons X utilisant un tube IIR classique pour produire une image visible ;

- la figure 2 montre de manière schématique un équipement d'imagerie médicale utilisant un tube IIR conforme à l'invention . La figure 2 représente un tube IIR 10 réalisé de manière à produire des images conformément à l'invention. Le tube IIR 10 est utilisé dans un équipement d'imagerie médicale 11 comportant une source SX produisant un rayonnement X RX. D'une même manière que dans le cas expliqué en référence à la figure 2 , le rayonnement X passe par un patient P à examiner, puis rencontre le tube IIR 10. Il traverse la fenêtre d'entrée FE du tube 10 puis rencontre l'écran d'entrée EE de ce dernier . Cet écran d'entrée est classique, et comme dans l'exemple de la figure 1 , en réponse au rayonnement X, il produit des électrons (non représentés) qui sont accélérés par un dispositif d'électrodes DE vers la fenêtre de sortie FS du tube IIR . A proximité de la fenêtre de sortie FS , ces électrons sont focalisés sur un écran cathodoluminescent ou écran de sortie ESI qui, sous l'effet du bombardement électronique, émet dans le visible . Suivant une caractéristique de l'invention , l'écran cathodoluminescent ES 1 est constitué à l'aide d'au moins deux matériaux luminescents A, B différents, de telle manière qu'en chacun des points de l'écran cathodoluminescent ESI correspondant à une surface élémentaire d'image, existent les deux matériaux luminophores A, B différents . Sur la figure 2 les deux matériaux luminophores A, B sont représentés respectivement par des croix et des points .

Les différents matériaux luminophores qui constituent l'écran catholuminescent ESI sont choisis d'une part, pour émettre dans le visible avec des remanences différentes, et d'autre part pour présenter des spectres d'émission différents , c'est-à-dire pour émettre à des longueurs d'onde différentes et donc à des couleurs différentes .

Sous l'effet de l'excitation par les électrons issus de la photocathode PhC, l'écran cathodoluminescent ESI produit

simultanément plusieurs images monochromes de couleurs différentes (autant qu'il y a de matériaux luminophores différents pour constituer l'écran cathodoluminescent) qui reproduisent chacune l'image initialement formée sur la photocathode PhC .

Dans ces conditions, chaque image monochrome présente une remanence différente de celles présentées par les images monochromes d'une autre couleur . Les images produites par l'écran cathodoluminescent ESI sont visibles à l'extérieur du tube IIR 10 au travers de la fenêtre de sortie FS , et il est alors facile de transmettre vers au moins un détecteur d'images (ou l'oeil d'un observateur) des images présentant la remanence voulue , en favorisant la transmission de la lumière ayant la couleur correspondante , comme il est davantage expliqué dans une suite de la description .

Comme dans l'exemple de la figure 1, un dispositif optique DO situé à l'extérieur du tube IIR 10 sur un axe longitudinal 5 de ce dernier, capte les images délivrées par l'écran cathodoluminescent ESI et les transmet vers un détecteur d'images CT également, disposé suivant l'axe longitudinal 5. Le détecteur d'images CT est relié à un dispositif de visualisation DV et à un dispositif d'acquisition et de traitement de signaux ATS , de manière à permettre un fonctionnement soit en mode fluoroscopie (radioscopie) , soit en mode radiographie numérique . Le détecteur d'image CT est constitué par exemple par une caméra de prises de vues de télévision dont le capteur (non représenté) est du type CCD de telle sorte qu'elle n'ajoute pas de remanence à celle de l'image reçue .

Suivant une caractéristique de l'invention , un dispositif de transmission de la lumière TL agissant sur la transmission de lumière de façon sélective en fonction de sa longueur d'onde, est disposé entre la caméra CT et le dispositif optique DO, en vue de déterminer la remanence des images reçues par cette caméra. A cette fin le dispositif de transmission TL comporte au moins un filtre optique Fo agissant dans la bande spectrale correspondant

à l'une des couleurs émises par l'écran cathodoluminescent ESI . Un filtre optique Fo peut être par exemple soit du type filtre coloré, ayant la couleur du spectre à transmettre avec l'atténuation minimum, soit du type filtre interférentiel qui par rapport au précédent offre l'avantage de présenter des pentes de transition plus forte entre les parties du spectres transmises et non transmises .

En supposant pour simplifier la description, que l'écran cathodoluminescent ESI soit constitué à l'aide de seulement deux matériaux luminophores différents (ce qui peut constituer le mode de réalisation le plus courant) , afin d'émettre avec simultanément deux remanences différentes :

- le premier matériau luminophore A peut être par exemple en Y ₉ O ₀ • E (correspondant au phosphore P56 suivant la référence internationale "JEDEC") , émettant une lumière rouge centrée sur la longueur d'onde 0, 620 micromètre, avec une remanence ou persistance de l'ordre de 1 milliseconde, qui convient dans le cas de la radiographie numérique .

- le second matériau luminophore B peut être par exemple en ZnSiO . Ce (correspondant au phosphore P39 suivant la référence internationale "JEDEC") , émettant une lumière verte centrée sur la longueur d'onde 0, 550 micromètre, avec une remanence de l'ordre de 60 millisecondes qui convient bien au cas de la radioscopie . Les matériaux luminophores A et B se présentent généralement au départ sous forme de poudre , de telle sorte que l'écran cathodoluminescent ESI peut être réalisé par exemple en une couche d'une même manière que dans l'art antérieur, sauf que dans le cas de l'invention cette couche comprend les deux poudres préalablement mélangées de matériaux luminophores A et

B . Bien entendu, il est possible aussi de superposer des couches différentes (non représentées) contenant chacune seulement l'un des matériaux luminophores A, B . Cette dernière forme de réalisation correspond elle aussi, au niveau de chaque surface élémentaire d'image, à un mélange des matériaux

luminophores A, B .

Les images monochromes rouge et verte étant émises simultanément, respectivement pour les luminophores A et B qui constituent l'écran cathodoluminescent, si un filtre optique Fo est interposé afin de laisser passer sélectivement l'un ou l'autre des rayonnements rouge ou vert, il est possible de ne transmettre que la lumière dont la remanence est la mieux adaptée à l'utilisation du système radiologique vers la caméra de télévision CT . Sur ce principe on peut donc prévoir de réaliser l'écran cathodoluminescent à l'aide de deux ou trois ou plus matériaux luminophores différents, présentant des remanences différences et des spectres d'émission différents , et de prévoir un même nombre de filtres optiques Fo correspondant chacun à l'un des spectres d'émission, afin de sélectionner la remanence choisie .

Mais particulièrement quand l'écran cathodoluminescent ESI comporte seulement deux matériaux luminophores A, B différents émettant par exemple respectivement dans la rouge et le vert comme dans l'exemple de la figure 1, deux remanences différentes peuvent être obtenues à l'aide d'un unique filtre optique Fo, suivant que ce dernier est interposé ou non .

En effet, si l'on interpose un filtre optique Fo ne laissant pas passer le vert, la caméra CT reçoit uniquement le rouge dont la remanence est négligeable . Ceci correspond au fonctionnement en mode radiographie numérique .

Si aucun filtre optique n'est interposé, la caméra CT reçoit les deux images monochromes rouge et verte, l'image verte présentant une forte remanence . Dans ces conditions , l'image globale (donnée par la superposition des images monochromes rouge et verte) peut être considérée par l'oeil comme étant à forte remanence (présentant un faible bruit) , si le pourcentage de lumière verte est suffisamment grand par rapport à celui de la lumière rouge . Ce cas correspond donc au fonctionnement en mode radioscopie . Une telle configuration où deux remanences peuvent être

sélectionnées successivement à l'aide d'un unique filtre optique Fo interposé ou non, peut être obtenue par exemple avec des matériaux luminophores A et B correspondant respectivement au type P56 et au type P39 comme précédemment mentionné, mélangés dans des proportions en poids d'environ 10 à 50 % pour le luminophore A et d'environ 50 à 90 % pour le luminophore B .

En pratique , pour obtenir l'intensité de rayonnement maximum sur la caméra CT pour l'application nécessitant la sensibilité maximum, on pourra choisir un mélange de poudre luminescentes A, B de manière que la remanence du mélange, en l'absence de tout filtrage optique, corresponde à la remanence optimale pour cette application . Dans le cas de l'application en imagerie radiologique, on optimisera la remanence du mélange pour la fluoroscopie qui nécessite la sensibilité maximum, du fait des faibles doses de rayonnement X mise en oeuvre .

Il est à noter donc que le dosage de la proportion des matériaux luminophores A, B utilisés pour constituer l'écran cathodoluminescent ESI, permet d'obtenir à l'émission par ce dernier, toute valeur de remanence (globale) souhaitée, comprise entre les valeurs propres chacun des constituants de cet écran

ESI .*

Bien entendu le dosage des différents matériaux luminophores A, B doit tenir compte aussi du rendement lumineux propre à chacun de ces matériaux . D'autre part, en fonction de la caractéristique de transmission spectrale du filtre optique Fo, et des caractéristiques de rayonnement spectral de chacun des luminophores , il est possible d'obtenir toute valeur de remanence souhaitée , comprise entre les valeurs de remanence propres à chacun des matériaux luminophores A, B qui constituent l'écran cathodoluminescent ou écran de sortie ESI .

En effet, comme déjà expliqué plus haut, si aucun filtre optique Fo n'est interposé , dans le cas de l'exemple présenté on obtient la remanence maximum du fait que le maximum de lumière verte (à forte remanence) atteint la caméra CT . En interposant

un filtre optique Fo sélectif en longueur d'onde, n'agissant pas sur la lumière rouge ; mais agissant sur la lumière verte de façon à en transmettre une quantité comprise entre le maximum et le minimum on modifie dans la lumière reçue par la caméra CT, le rapport de la lumière de forte remanence à la lumière de faible remanence , et on modifie donc la remanence "globale" qui en résulte pour l'oeil.

A cet effet, il suffit par exemple de disposer d'au moins un filtre optique Fo du type filtre coloré, coloré dans l'exemple à la couleur rouge, et dont l'épaisseur E est inférieure à l'épaisseur nécessaire à absorber totalement la lumière de l'autre couleur, à savoir dans l'exemple la lumière verte .

Si l'on dispose de plusieurs tels filtres optiques agissent sensiblement dans une même gamme de longueurs d'onde, avec des pouvoirs d'atténuation semblables ou différents, on obtient un choix de valeurs de remanences possibles dont le nombre est le même que celui des différentes valeurs d'atténuation susceptibles d'être obtenues par chacun des filtres optiques et pour les combinaisons de ces filtres . Un tel jeu de filtres optiques peut être constitué par exemple par des filtres séparés, éventuellement superposables pour ajouter leur atténuation, ou encore par exemple par un filtre coloré Fo dont l'épaisseur (et donc la transmission) varie , progressivement ou non . La figure 2 illustre une telle forme de réalisation en montrant un filtre optique Fo de type "filtre coloré" , comportant plusieurs épaisseur E, el , e2 réalisées sous la forme de paliers : par exemple , l'épaisseur E est l'épaisseur maximum du filtre optique Fo, et elle permet d'atténuer au maximum la transmission de la lumière n'ayant pas la couleur du filtre ; il en résulte la remanence la plus faible . D'autre part, les épaisseur el , e2 de plus en plus faibles par rapport à l'épaisseur maximum E représentent respectivement un premier et un second filtres optiques intermédiaires Fol, Fo2 qui atténuent de moins en moins , et permettent d'obtenir deux valeurs différentes de remanences, valeur qui sont intermédiaires entre

la valeur minimum et la valeur maximum qui elle est obtenue quant aucun filtre n'est interposé .

Les modes de réalisation de l'invention indiqués dans cette description, sont donnés à titre d'exemple non limitatif . Par 5 exemple, les valeurs des proportions des constituants indiqués, de même que la nature des luminophores employés ne sont donnés ici qu'à titre indicatif et ne limitent pas le domaine de l'invention . Un large choix de matériaux luminophores est utilisable, et les proportions doivent être optimisées dans chaque I _Q cas en fonction de ces matériaux, de la technologie de réalisation de l'écran de sortie du tube, des autres constituants de la chaîne d'image radiologique, et du résultat recherché .

Il est à noter en outre que la description a été faite en référence à un dispositif d'imagerie radiologique, mais que 1 5 l 'invention peut être mise en oeuvre de manière avantageuse dans d'autres applications, notamment quand il est intéressant d'avoir la possibilité d'atténuer le bruit apparent dans une image résultant de la détection d'un faible nombre de photons, par exemple pour la télévision à bas niveau de lumière (télévision

20 nocturne) , ou encore l'imagerie neutronique ou de rayonnement gamma, ou de rayonnement ultraviolet ou infrarouge , etc . .