Utilisateur:Tedimage38/Brouillon
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Intensificateur d'image radiologique[modifier | modifier le code]
L'Intensificateur d'image Radiologique (IIR en abrégé), désigné également par Amplificateur de Brillance, ou renforçateur d’image, a été par le passé incorporé à de nombreux équipements de diagnostic en imagerie radiologique médicale (Radiographie).
Il permet d'assurer la restitution d’une image visible à partir de rayons X émergeant du corps d’un patient.
C’est un tube électronique qui constitue à la fois un détecteur d’image à très faible niveau de bruit et un amplificateur à grand gain. Il délivre une image à fort niveau, aisément exploitable, notamment en temps réel sur un écran de télévision (Fluoroscopie). L'image visible est environ 20 000 fois plus lumineuse que celle qui serait obtenue avec un simple écran radioscopique.
Grâce à ces caractéristiques, complétées par un encombrement raisonnable, une facile mise en œuvre et une très grande fiabilité, il a été pratiquement le seul produit électronique permettant de constituer des images rayons X dans le domaine médical en temps réel avec une faible dose de rayonnement, depuis les années 50 jusqu'aux années 2000. Il est depuis progressivement remplacé par des détecteurs rayons X plats à base de semi-conducteurs.
Principe de fonctionnement[modifier | modifier le code]
L'image de rayons X est projetée sur un écran scintillateur, l'écran primaire, à travers la fenêtre d'entrée du tube, généralement constituée par un dôme mince en aluminium, très transparent aux rayons X.
Le scintillateur est le plus souvent réalisé en Iodure de Césium (CsI).
L'absorption de chaque photon X dans le scintillateur donne naissance à environ 1500 photons lumineux.
Une photocathode déposée directement sur le scintillateur est excitée par les photons lumineux et émet instantanément un faisceau d'électrons dans le vide, à partir du point d'absorption de chaque photon X.
Ces électrons sont accélérés et focalisés par l'optique électronique du tube sur un écran luminescent (l'écran de sortie) où ils restituent une image visible de l'image de rayons X projetée à l'entrée. La couleur verte de l'écran confère un maximum de visibilité à cette image, pour l’œil humain.
Le gain du tube provient à la fois de la multiplication du nombre de photons lors de la conversion X --> visible dans le scintillateur, et de l'énergie communiquée aux électrons par leur accélération dans le vide, sous l'effet de la haute tension appliquée au tube.
Le dégrandissement de l'image entre le scintillateur et l'écran de sortie permet d'augmenter la luminance de l'image de sortie, et facilite le couplage optique de cette image avec une caméra de télévision.
La variation de grandissement par le jeu des tensions appliquées aux électrodes, permet de réaliser un effet de "zoom" sur l'image d'entrée.
(Référence : « Les amplificateurs de brillance, leur intérêt en radiologie », H.Desgrez et M.Noix (Paris) dans Journal de Radiologie, Tome 38, n°7-8, 1957)
Historique[1][modifier | modifier le code]
Les rayons X ont été découverts en 1895 par le physicien allemand Wilhelm Röntgen. L’usage des rayons X se répand dans le monde entier dès 1896. En 1897, la France se dote du premier laboratoire de radiologie grâce au docteur Antoine Béclère qui met en place, à ses frais, une installation radioscopique dans son service de médecine générale à l’hôpital Tenon. Une radioscopie du thorax des patients permet le dépistage systématique de la tuberculose Il inaugure également des cours de radiologie médicale, persuadé que cette technique va devenir indispensable à la pratique médicale.
A Paris, la Maison Radiguet « exécute dans son laboratoire ou à domicile, à des prix modérés, les radiographies nécessaires à la conduite et à la vérification des opérations chirurgicales ». Parallèlement l’usage des rayons X se répand dans le grand public. On en vante les mérites pour de nombreuses utilisations dans une totale ignorance de la nocivité du rayonnement
Des démonstrations spectaculaires sont même proposées dans les fêtes foraines !
Pendant plus de quinze ans les rayons X sont utilisés en médecine dans une ignorance presque totale de leur nocivité, comme le montrent les photos d’époque. Cependant des cas de brûlure sont signalés dès novembre 1896 !
Pendant la guerre de 1914-1918, sur l’impulsion de Marie Curie, ils sont utilisés de façon intensive pour localiser et extraire les éclats d’obus des corps des blessés.
On commence à prendre au sérieux les brûlures cutanées et les cancers provoquées par le rayonnement. De nombreux radiologues souffrent de graves brûlures impliquant amputations, mutilations, voire décès. Alors des moyens de protection se mettent en place progressivement, tout en restant très insuffisants.
Au début des années 50, la radiologie médicale est cruciale pour la lutte contre la tuberculose et pour les examens cardiaques.
Mais malgré les précautions prises, elle expose toujours le patient et le radiologue à une irradiation X importante, surtout dans le domaine chirurgical. Les interventions peuvent durer longtemps et les mains du chirurgien sont gravement exposées.
Comment trouver une solution à ce problème ?
Il y eu des recherches dès la fin des années 20 pour réaliser des dispositifs amplificateurs de la lumière.
A cette époque, Lewis Koller à General Electric mit au point la première photocathode sensible à la lumière visible et au proche infra-rouge. A la même époque, Hendik De Boer et Cornelis Teves travaillaient chez Philips pour associer une couche émissive d’électrons et un écran fluorescent. Mais la tâche était ardue et les résultats décevants.
En 1937, Irving Langmuir eut l’idée d’associer une couche scintillatrice sensible aux rayons X et une photocathode dans ces dispositifs. Il posa le brevet de l’amplificateur de luminance pour les rayons X[2].
Mais personne ne sait encore le réaliser. En Allemagne, le 3ème Reich met AEG et Siemens au travail pour des applications militaires. Un prototype d’intensificateur d’image infrarouge est réalisé en 1939. Puis des progrès sont faits, sans doute avec la collaboration forcée de Philips, de sorte que la fabrication pour équiper des chars débute en 1942. En 1944, 50 chars Panzer sont pourvus du capteur infrarouge FG1250 et sont impliqués sur plusieurs fronts, en particulier lors de la bataille des Ardennes pendant l’hiver 1944. Le char de tête éclaire sa route avec des projecteurs infrarouges (lumière invisible pour l’œil) ce qui permet à la colonne de blindés de progresser en plein brouillard et en pleine nuit. Cette avancée rapide et inattendue dans des conditions météorologiques très mauvaises fut une désagréable surprise pour les troupes alliées. Aussi, dès la fin de la guerre, ces appareils de vision nocturne furent copiés ensuite par toutes les armées occidentales.
C’est donc sur la base de ces progrès techniques acquis en temps de guerre que les premiers intensificateurs d’image radiologiques ont vu les jour.
En 1948, J.W. Coltman développe à Westinghouse, le premier intensificateur d’images radiologiques (IIR) avec un gain de 10. (référence : Coltman J. W., Fluoroscopic image brightening by electronic means. Radiology 51: 359-366, 1948) Il est suivi de réalisations européennes par PHILIPS, SIEMENS et Marconi au tout début des années 50. Mais de grosses difficultés subsistent pour obtenir un gain plus élevé et une qualité d’image acceptable : c’est que le scintillateur et la photocathode sont chimiquement incompatibles.
En 1950, en France, la Marine Nationale passe un contrat à la société Radio Industrie pour le développement d’un tube convertisseur d’image infrarouge de grand diamètre pour piloter les navires en sécurité par temps de brouillard. C’est à partir de ce tube qu’un jeune ingénieur français, Lucien Guyot, développe le premier Intensificateur d’Image Radiologique de grand gain.
Il résout le problème technique important de compatibilité entre le scintillateur rayons X et la photocathode des intensificateurs d’image en séparant les deux couches par une mince lame de verre (schéma ci-contre). Il sait en effet que les radiologues de l’époque sont plus intéressés par le contraste de l’image que par sa résolution. (Référence : interview de Lucien Guyot - https://youtu.be/6C4tNT9_S0M).
Dès 1951, il réalise un produit commercial à la Sté RBV Radio Industrie (rue des Orteaux, Paris) avec un gain de 800 et un champ de 11cm. Ce dispositif est utilisé par la société Massiot pour équiper sa première table radiologique avec amplificateur de brillance nommée « Lynx ». Elle sera présentée pour la 1ère fois au Congrès de Radiologie Européenne à Rome en 1954.
C’est un pas de géant qui permet les premières utilisations cliniques de ce dispositif par les médecins.
Référence : Perspectives d’avenir de la radiologie indirecte avec amplification de la luminance des images radiologiques, P. Truchot et J.J. Fournier, Société Française d’Electroradiologie Médicale, Compte rendu de la séance du 18 juin 1956, p.362-369.
En 1956 cette activité est reprise par la Compagnie Française Thomson Houston. Le gain de l’amplificateur de brillance est porté à plus de 1000, ce qui permet de réduire d’autant la dose des rayons X. La radiologie électronique est née !
L'intensificateur d'image radiologique fut pourtant considéré au début, par certains, comme une curiosité de laboratoire alors qu’elle permettait pour la première fois l'observation aisée en direct, à faible dose d’exposition de rayons X, d'une image très lumineuse. Elle fut jugée bruyante dans certains cas, car par suite du niveau de brillance disponible, c'est la première fois aussi que les radiologues peuvent découvrir visuellement, en temps réel, la nature quantique des rayons X et leur fluctuation associée, (un seul photon X détecté par l'intensificateur devient visible à l'œil I).
Les conditions d'observation sont cependant peu confortables, car l'œil est "rivé" sur un monoculaire mal commode, le champ de détection utile limité (10-12 cm), et l'axe de travail critique, (avec un patient qu'il faut mécaniquement déplacer par rapport à l'axe source rayons X - tube intensificateur afin de centrer l’organe examiné dans le champ disponible).
Une caméra TV devait pallier ces inconvénients d’ergonomie, mais les premiers essais de caméras à
tube de prise de vue « Image Orthicon » (tube de grande sensibilité qui permit l’essor de la TV aux USA discréditent cette approche par suite de l'insuffisante fiabilité de la caméra, son encombrement, son coût. Marquées par ces insuccès, les sociétés américaines d'équipement radiologiques proposeront encore durant plusieurs années des dispositifs d’observation optiques passifs, (périscopes à miroirs), disposés en aval de l'intensificateur, après le développement de la TV radiologique en Europe).
Les autres tubes de prise de vue TV, moins sensibles que l'image Orthicon conduisent à des images trop bruyantes. Cependant le Vidicon (inventé par RCA en 1951), en plein essor pour la TV en circuit fermé est rapidement attractif grâce à sa compacité (image 16 mm), sa fiabilité, son faible coût. Les premières associations Intensificateur-Caméra TV Vidicon sont faites à RBV- Radio Industrie dès 1954 et permettent de délimiter les améliorations à apporter à chacun des composants pour en faire un Imageur X. à sortie électronique satisfaisant.
Les développements poursuivis à CFTH permettent la présentation de tubes intensificateurs en 1959, au Congrès de Radiologie International (Munich), des intensificateurs d'images de seconde génération à champs de 16 et 22 cm, à gain de 3000 (Tubes TH 9410 -9420), ce qui constitue une innovation de premier plan international. L'apport en gain de conversion, (obtenu par une nouvelle technologie de photo détection), associé à une disposition plus appropriée de l'écran d'observation de I’IIR autorisant un couplage optique plus efficace, fait tomber les barrières d‘association de celui-ci avec une caméra TV fiable à vidicon. La Télévision radiologique est née !
Le radiologue peut observer l'image en temps réel, dans une ambiance lumineuse confortable ne pénalisant pas le travail du praticien, (parfois chirurgien), sans se contorsionner en fonction des positions nécessaires du patient, imposées par l’examen. Cf film INA Cette innovation majeure, permet à l’équipementier de matériel radiologique la réalisation des premières tables d’examen télécommandées, pour lesquelles l’Intensificateur d'image, toujours associé à la cassette radiologique, permettant un cliché classique d'archive est localisé soit au-dessus, soit en dessous de la table d'examen, en fonction des applications et des désirs de l'exploitant radiologue. (La CGR . filiale de THOMSON prend un essor et une avance considérable dans ces réalisations, en intégrant les imageurs sous la table : Cf photo).
Pour favoriser la commercialisation de ses produits intensificateurs aux USA, qui représente 50% du marché mondial de la Radiologie, CFTH. peu connue dans ce pays, suscite une seconde source de production locale, en accordant une licence de fabrication à MACHLETT LAB. filiale du groupe RAYTHEON (1960).
Le zoom électronique
Dans l’association IIR- caméra TV, la voie TV (au standard CCIR ou EIA), est de bande passante insuffisante pour permettre sans détérioration la transmission de toute l’information disponible en sortie de l'intensificateur (un intensificateur de 22 cm présente une image de 1200 lignes TV!, alors que les standards d’exploitation sont limités à environ 600 lignes).
Pour y remédier, CFTH introduit sur ses produits le zoom électronique (Tubes Bi-champ, Congrès de Rochester. ICR Montréal, I962), ce qui permet d'optimiser le couplage avec la caméra TV. Cette flexibilité offerte s’avère également favorable pour le couplage simultané avec les caméras de cinéma 16 et 35 mm, utilisées en cardiologie, ou à l'équipement Ampli- photo de 70 ou 100 mm qui fournit des images photographiques de qualité de plus en plus voisines de celle de la radiographie directe.
Dans cette même période, le gain des intensificateurs est porté à 6000-8000 pour favoriser ce couplage, (Tubes TH 9411-9421), par une optimisation de la résolution des écrans et un meilleur compromis dimensionnel, de l'image de sortie.
Les améliorations permanentes apportées par les équipes de CFTH à IIIR visent à accroître la qualité d'image, en résolution, contraste, à optimiser l’efficacité de détection, (réduction du facteur de bruit), à réaliser des champs utiles de plus grands diamètres tout en permettant l'incorporation mécanique du sous-système intensificateur aux tables radiologiques d'examen plus universelles. Des premiers travaux concernant un écran à matériau d’absorption X plus efficace préparent le futur.
Les intensificateurs de 3‘"" génération
Ils incorporent, dès 1969 (ICR-Tokyo), ce nouveau scintillateur, l'iodure de césium, bien connu des physiciens pour ses qualités de détection des rayonnements et des particules, à plus grande efficacité de détection. Afin de mieux optimiser l'avantage apporté par cet écran détecteur, on lui associe un écran d'observation à grand contraste et résolution accrue ("écrans noirs") et l’ensemble permet à THOMSON-CSF de réaliser de nouveaux IIR présentés à I ICR de Madrid (1973). Ils bénéficient également d'une plus grande compacité de structure selon l'axe du tube, grâce à une nouvelle optique électronique, gain de compacité rendu nécessaire pour l'adaptation sous table d’examen par suite de révolution vers de plus grands champs utiles dont un IIR de 30 cm.
Ces produits s'imposent par rapport aux IIR concurrents incorporant des scintillateurs « Terre rare », nouvellement développés pour la production d’écrans renforçateurs pour la radiographie directe avec cassette, et toujours utilisés presque exclusivement aujourd'hui.
Les intensificateurs grand champs
Pour répondre à la demande médicale, de nouveaux développements ont lieu à Thomson-CSF pour agrandir le champ d'entrée des intensificateurs et satisfaire à un plus grand nombre d'examens : un IIR de 32cm est présenté à l'ICR de Madrid en 1973 (TH9430) puis un IIR de 40cm est présenté à l'ICR de Rio de Janero en 1977 (TH9440).
La période 1950 - 1975 par le développement de l'intensification radiologique télévisée a permis une évolution considérable des techniques de diagnostic et d'intervention en radiologie médicale. La vision en temps réel associée aux enregistrements (film photographique puis magnétoscope, disque) a permis l'essor de la cardiologie, la conduite d'interventions immédiates (en traumatologie, en angiographie des différentes parties du corps etc.) et sont à la base des techniques d'imagerie interventionnelle contemporaines.
L'imagerie électronique numérisée : les IIR de 4ème, 5ème et 6ème génération. Les têtes images radiologiques
Les opérations de traitement du signal déjà pratiquées en télévision (renforcement de contour, correction de gamma, fenêtrage) vont s'affirmer dans la période de 1975 à nos jours. La numérisation des images et leur traitement est rendues possible par la disponibilité de processeurs rapides et de mémoires suffisantes. Dans le même temps une importante amélioration de la qualité d'image des IIR est réalisée en contraste, résolution, bruit et défauts d'aspects.
Les grandes étapes de développement des intensificateurs d'image radiologiques à Thomson-CSF
1951 Premiers développements en France (RVB-Radio industrie puis CFTH en 1956)
1954 ECR Rome. Génération N°1 - IIR 11cm - Gain 800 - Résolution 15 paires de lignes par cm
1955 - Équipement Massiot "Télélynx"
1959 - ICR Munich Génération N°2 - IIR 16cm - Gain 3000 - R = 16pl/cm - Excellent couplage télévision
1960 - Installation à l'hôpital Cochin de l'équipement avec télévision radiologique
1962 - Rochester (NY) et ICR Montréal - IIR 16cm et 22cm Bichamps Gain 6000 Zoom pour télévision et cinéma
1969 ICR Tokyo Génération N°3 IIR 16-22 Gain 8000 Structure compacte R=20pl/cm - Scintillateur en CsI
1973 ICR Madrid Ecrans noirs - IIR 16 - 22 - 32 cm Triple Zoom - R= 40pl/cm
1977 ICR Rio Génération 4 IIR 16 - 22 - 32 - Maquette 40cm - Amplificateur vidéo - R= 46pl/cm
1985 ICR Hawaï - Génération 5 - Sensibilité renforcée -
(Principale source de cette rédaction : L. Guyot dans Les tubes Electroniques de Thomson-CSF, p.95 à 96, Edition Thomson Tubes Electroniques - novembre 1999)
Merci à tous ceux qui voudront bien compléter ces informations !
- H.Desgrez et M.Noix, « Les amplificateurs de brillance, leur intérêt en radiologie », Journal de Radiologie, Tome 38, n°7-8,
- (en) Irving LANGMUlR, « US2198479A », sur https://patents.google.com, (consulté le )