Brevet FR2461279A1 — publié le 19810130

La présente invention concerne un procédé de traitement d'une image obtenue par un système d'enre- gistrement d'images radiographiques en utilisant une matière luminescente (anglais: "phosphor") stimulable, et plus particulièrement un procédé pour améliorer le rapport signal/parasites (appelé ci-après simplement rapport S/N) de l'image obtenue par un système d'enre- gistrement d'images radiographiques dans lequel une matière luminescente stimulable est d'abord exposée se- ion une image à une radiation passant à travers un ob- jet tel qu'un corps humain pour y enregistrer une image latente de la radiation et la matière luminescente stimulable est exposée ensuite à des rayons stimulants pour émettre une lumière représentant l'image enregis- trée de la radiation, la lumière est détectée et le signal détecté est utilisé pour finalement enregistrer une image visible sur une autre matière d'enregistre- ment. On utilise des images radiographiques à des fins de diagnostic, d'examen de la structure interne de diverses matières, etc.. Quand on utilise le système radiographique, il est nécessaire de détecter les très petites différences d'absorption des rayons X par un objet. La capacité de détecter les très petites diffé- rences d'absorption des rayons X est représentée par le pouvoir de détection de contraste du système d'enre- gistrement d'images radiographiques. Plus le pouvoir de détection de contraste est élevé, meilleure est l'effi- cacité et la précisiondu diagnostic ou l'efficacité de l'examen et en conséquence plus grande est la valeur de l'image dans la pratique. En conséquence, pour aug- menter l'efficacité et la précision du diagnoqtic ou l'efficacité de l'examen (représentées ci-après seule- ment par l'efficacité et la précision du diagnostic) il est souhaitable que le pouvoir de détection de contraste de l'image radiographique soit amélioré. Dans la prati- que, toutefois, il est difficile d'améliorer simplement le pouvoir de détection de contraste en augmentant le contraste de l'image radiographique en raison des para- sites de divers types qui sont impliqués. Dans le système d'enregistrement d'images radiographiques utilisant une matière luminescente sti- mulable comme mentionné ci-dessus, il existe les para- sites suivants dans le procédé consistant à enregistrer une image latente et à restituer l'image enregistrée: (1) parasite quantique de la radiation des rayons X (2) parasite de structure causé par une dis- tribution irrégulière de la couche de revêtement appli- quée de la matière luminescente ou des particules de la matière luminescente dans la feuille de matière lumi- nescente, (3) parasite en relation avec les rayons sti- mulateurs utilisés pour stimuler la matière luminescen- te de manière que la matière luminescente'émette une lu- mière basée sur l'image de radiation qui y est enregis- trée, (4) parasite électrique en relation avec le système électrique utilisé pour détecter la lumière émi- se par la matière luminescente stimulable et pour trans- former la lumière détectée en un signal électrique et (5) parasite en relation avec la lumière émise par la matière luminescente lors de sa stimula- tion. Le but de la présente invention est de four- nir un procédé pour traiter l'image radiographique obte- nue par un système d'enregistrement d'images radiogra- phiques en utilisant une matière luminescente stimula- ble dans lequel les parasites en relation avec l'image radiographique sont efficacement réduits et le pouvoir de détection de contraste de l'image est grandement amélioré. Le but ci-dessus de la présente invention est atteint en enregistrant des images radiographiques d'un objet vues de la même direction sur une multipli- cité de feuilles de matière luminescente stimulable et en superposant les multiples signaux d'image obtenus par restitution des images radiographiques enregistrées dans les feuilles de matière luminescente stimulable, et en améliorant en outre le contraste de l'image obte- nue en superposant les multiples signaux d'image. L'amélioration du contraste est obtenue par un traitement par gradation qui améliore le contraste de l'ensemble de l'image ou seulement des constituants de fréquence particuliers de l'image. Selon la présente invention, on peut réduire les parasites ci-dessus en superposant les signaux d'image des multiples feuilles de matière luminescente stimulable. Cela résulte de ce que les cinq types de parasites (1) à (5) mentionnés ci-dessus sont indépen- dants dans les différentes feuilles de matière lumines- cente et en conséquence on les supprime en superposant les signaux d'image des différentes feuilles de matière luminescente. En superposant les signaux d'image, les parasites sont supprimés tandis que les composants de signal de l'image sont positivement ajoutés. Il s'éta- blit une moyenne pour les parasites, ce qui réduit sen- siblement les parasites. En conséquence, en améliorant le contraste de l'image ainsi obtenue, on peut obtenir une image à fort pouvoir de détection. Ainsi, selon la présente invention, l'efficacité et la précision du diagnostic peut être notablement améliorée dans le sys- tème d'enregistrement d'images radiographiques utilisant une matière luminescente stimulable. Aux dessins annexés, donnés à titre d'exemples non limitatifs: - Les figures 1, 2 et 3 sont des vues de côté montrant divers exemples du procédé pour enregis- trer une image radiographique sur une feuille de matiè- re luminescente stimulable constituant une étape du procédé selon la présente invention, - la figure 4 est une vue en coupe à plus grande échelle montrant un exemple d'une feuille de matière luminescente stimulable d'un type se supportant elle-même utilisable dans la présente invention, - la figure 5 est une vue de côté montrant un exemple du procédé pour la restitution d'une image radiographique enregistrée dans la feuille de matière luminescente stimulable constituant une autre étape du procédé selon la présente invention, - la figure 6 est une vue schématique en pers- pective montrant un autre exemple du procédé pour la restitution d'une image radiographique enregistrée dans la feuille de matière luminescente stimulable, - la figure 7 est un graphique montrant un intervalle avantageux d'accentuation de contraste comme représenté par un paramètre de contraste, C.P., dans le procédé selon la présente invention, et - la figure 8 est un graphique montrant la relation entre l'accentuation de contraste et la fré- quence, utilisée pour déterminer le paramètre de contras- te, C.P., avantageux dans la présente invention. La présente invention va maintenant être dé- crite en détail avec référence aux dessins annexés dé- crits brièvement ci-dessus. Des modes de mise en oeuvre préférés del'invention vont être décrits plus en détail ci-après avec référence aux figures 1 à 6. Avant la description des modes de mise en oeuvre préférés, la présente invention va être décrite plus en détail à propos du degré d'amélioration du contraste avec réfé- rence aux figures 7 et 8. On peut régler le degré d'amélioration du contraste en choisissant le nombre de feuilles de matiè- re luminescente utilisées pour enregistrer une image ou le nombre de signaux d'image à superposer. Quand le nombre de feuilles superposées est petit, on ne peut pas rendre le contraste élevé en raison des parasites qui apparaissent quand le contraste augmente. Quand le nombre de feuilles superposées est grand, on peut ren- dre le contraste élevé pour profiter de l'effet de su- perposition. En conséquence, il y a des limites supérieu- re et inférieure au degré d'amélioration du contraste suivant le nombre de feuilles de matière luminescente superposées. Pour que l'on obtienne un contraste avanta- geux, il est souhaitable de déterminer quantitativement le contraste résultant par utilisation d'un paramètre de contraste, C.P. Le paramètre de contraste O.P. repré- sente le degré d'accentuation du contraste et est défi- ni comme le rapport entre la différence de densité opti- que de l'image finale (jAD) et la différence en loga- rithme de la quantité de lumière émise (/log E), C.P. - AD. Le paramètre de contraste C.P. sera A (log E) choisi en fonction du nombre de feuilles de matière lu- minescente superposées. La demanderesse a trouvé que les résultats avantageux peuvent être obtenus quand le paramètre de contraste C.P. est compris dans l'intervalle indiqué par des hacures sur la figure 7 comme résultat d'essais répétés pour les images finales ayant une densité opti- que comprise entre 0,5 et 1,5e D'après la figure 7, il est connu que la va- leur avantageuse de C.P. est comprise entre 3 et 24 quand le nombre des feuilles superposées de matière lu- minescente est de 10, entre 3 et 20 quand le nombre est 4 ou 5, entre 3 et 18 quand il est 3 et entre 3 et 6 quand il est 20 Il a été confirmé par des essais que l'intervalle avantageux du paramètre de contraste C.P. peut être choisi à la valeur maximale de la réponse dans l'intervalle de fréquence de 0,01 à 1,0 c/mm dans le cas o le contraste est accentué seulement pour un constituant particulier de fréquence. C'est-à-dire que sur la figure 8 le paramètre de contraste C.P. peut être déterminé comme la valeur maximale quand la répon- se de l'accentuation à la fréquence présente un maxi- mum dans l'intervalle de fréquence spatiale de 0,01 à 1,0 c/mm comme montré par la courbe A, et comme la plus grande valeur de la réponse dans l'intervalle de 0,01 à 1,0 c/mm quand la réponse ne passe pas par un maximum dans cet intervalle comme montré par la courbe B. En cas d'accentuation du contraste de l'en- semble de l'image, le paramètre de contraste peut être déterminé d'après le changement de densité dans une grande zone car le contraste est accentué d'une matière sensiblement uniforme pour le constituant D.C. par rap- port au constituant A.C. à environ 1 c/mm de fréquence spatiale. En cas d'accentuation du contraste pour une fréquence particulière ou une plage particulière de fréquence, toutefois, le paramètre de contraste C.P. est déterminé comme le produit de l'accentuation du contras- te (YDC) pour un constituant D.C. (sensiblement un cons- tituant de moins de 0,01 c/mm de fréquence spatiale) de l'image et un degré d'accentuation de fréquence M dé- terminé par un coefficient 3 d'accentuation de fréquen- ce comme mentionné ci-après. Ce produit YD x M corres- pond à b _ - à la fréquence accentuée. ^ (log E) Les deux types ci-dessus d'accentuation de 246 1279 contraste sont efficaces pour des utilisations res- pectives particulières. La première accentuation de contraste concernant la totalité-de l'image est effi- cace pour des images relativement grandes ou des ima- ges ayant un contour vague comme les images d'un can- cer, d'un abcès ou du foie. L'accentuation de contras- te à une fréquence particulière est efficace en parti- culier pour des images relativement petites ou des images ayant un contour net comme d'un vaisceau san- guin, une image calcifiée et un os atteint. L'intervalle avantageux de degré d'accen- tuation à une fréquence particulière, du point de vue du diagnostic, semble Atre un peu plus large que pour le degré d'accentuation du contraste dans son ensem- ble. Toutefois, la différence n'est pas très importan- te et on peut conclure que l'intervalle avantageux est tel que représenté sur la figure 7 dans les deux cas. De plus, en enregistrant l'image radio- graphique sur une multiplicité de plaques de matière luminescente stimulable, il est possible d'utiliser un procédé d'enregistrement à fente en utilisant une fente. D'après des essais effectués par la demanderes- se, il a été confirmé que le procédé d'enregistrement à fente était utilisable pour la présente invention et que le pouvoir de détection du contraste était ain- si amélioré encore. On considère que cela résulte du fait que les rayons diffusés sont éliminés par la fente et que la netteté de l'image est ainsi améliorée. De plus, dans la présente invention, il est possible d'enregistrer l'image de radiation en une seule fois sur une multiplicité de plaques de matière luminescente stimulable en exposant une pile des pla- ques de matière luminescente à la radiation passant a travers toutes les plaques de matière luminescente em- pilées. Dans ce cas, une multiplicité de plaques de matière luminescente sont empilées et maintenues dans une cassette et exposées ensemble à des rayons X pas- sant à travers un objet. Dans ce procédé, toutefois, en raison de l'épaisseur importante de la pile de pla- ques de matière luminescente, la distance des plaques de matière luminescente à l'objet est considérablement différente pour chaque plaque. En conséquence, il y -aura probablement un problème consistant en ce que les dimensoons des images enregistrées sur les différentes plaques de matière luminescente seront différentes les unes des autres du fait de la distance différente entre l'objet et la source ponctuelle de rayons X divergents. Les différences dans les dimensions des images enregis-' trées ont pour conséquence un défaut de coïncidence des images correspondantes quand elles sont superposées dans le système de traitement des images, ce qui entraî- ne une réduction dans la netteté de l'image traitée. En particulier dans le cas o on enregistre une image tomographique, l'angle auquel les rayons X arrivent sur les plaques de matière luminescente, est grand et le défaut de coïncidence des images devient important et l'image finalement obtenue sera floue dans une large mesure. Dans un tel cas, il est avantageux d'uti- liser des plaques de matière luminescente se supportant elles-mêmes au lieu des plaques ordinaires du type à double couche dans lesquelles une couche de matière luminescente est appliquée sur un support. En empilant les plaques de matière luminescente du type se suppor- tant elles-mêmes composées d'une couche d'un liant capable de se supporter elle-même dans laquelle sont dispersées des particules de matière luminescente sti- mulable, l'épaisseur totale de la pile de plaques de matière luminescente peut Atre rendue petite et on peut éliminer le risque de défaut de coïncidence ou de flou des images. Comme matière luminescente stimulable dé- sirable pour émission d'une lumière ayant une longueur d'onde comprise entre 300 et 500 nm, par exemple, on préfère une matière luminescente du type fluorohalogé- nure de métal alcalin activé par des terres rares. Un exemple d'une telle matière luminescente est, comme indiqué dans la demande de brevet japonais non examiné N 55(1980)-12143, une matière luminescente représen- tée par la formule (Ba1_xygxC)X:aEu2+ dans la- quelle X est au moins un des halogènes Cl et Br, x et y sont des nombres satisfaisant aux relations O et xy 4 O, et a est un nombre satisfaisant à la rela- tion 10-6.a 5 x 1O-2. Un autre exemple d'une telle matière luminescente est, comme indiqué dans la deman- de de brevet japonais, non examinée, N 55(1980)-12145, une matière luminescente représentée par la formule (Bai_x,MIIx)FX:yA, dans laouelle MII est au moins un des métaux Mg, Ca, Sr, Zn et Cd, X est au moins un des halogènes Cl, Br et I, A est au moins un des métaux Eu, Tb, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd, Yb et Er, x est un nombre tel que 0Ox O0,6 et y est un nombre tel que 0Oy 0,2. De plus, comme matière luminescente à utiliser dans la présente invention, on peut utiliser ZnS:Cu,Pb; BaO-xAl203:Eu ou 0,8x 410; et MIIO.xSiO2:A o MII est Mg, Ca, Sr, Zn, Cd ou Ba, A est Ce, Tbs Eu, Tm, Pb, TIl, Bi ou Mn et x est un nombre tel que 0,54 x% (1980)-12142. De plus, comme matière luminescente sti- mulable, on peut utiliser LnOX:xA o Ln est au moins un des éléments La, YT Gd et Lu, X est au moins un des ha- logènes Cl et Bru A est au moins un des éléments Ce et Tbe x est un nombre satisfaisant à la relation O examinée, Ne 55(1980)-12144o Parmi les matières lumi- nescentes énumérées ci-dessus, celles du type fluoro- halogénure de métal alcalino-terreux activé par des terres rares sont préférables, et parmi elles les fluorohalogénures de baryum sont particulièrement préférables en raison de la haute intensité d'émission de lumière. De plus, il est avantageux de colorer la couche de matière luminescente de la plaque de matière luminescente stimulable constituée de la matière lu- minescente ci-dessus par utilisation de pigments ou de colorants de manière à améliorer la netteté de l'image obtenue, comme décrit dans la demande de brevet japo- nais NI 54(1979)-71604. Comme rayons stimulants pour stimuler la matière luminescente stimulable de manière que cette dernière émette de la lumière, on utilise un faisceau de laser ayant une haute directivité. Comme source lu- mineuse pour le faisceau de laser, on préfère une sour- ce de laser capable d'émettre une lumière de longueur d'onde comprise entre 500 et 800 Dm, de préférence entre 600 et 700 nm. Par exemple, on peut utiliser un laser He-Ne (633 nm) et un laser Kr (647 nm). D'autres sources peuvent être utilisées si elles sont combinées avec un filtre qui élimine la lumière de longueur d'on- de de moins de 500 nm et de plus de 800 nm. L'épaisseur de la plaque de matière lumi- nescente se supportant elle-même qui est préférée pour utilisation dans un système d'enregistrement simultané dans lequel une pile des plaiues de matière luminescen- te est exposée à une radiation en une seule fois est comprise de préférence entre environ 100 et environ 400 ji, en vue de l'épaisseur totale et de l'intensité de la lumière émise. Le rapport de mélange du liant et de la matière luminescente est choisi de préférence dans l'intervalle de 1:5 à 1:10 (liant: matière lumi- nescente), mais cet intervalle n'est pas limitatif. Comme liant, on peut utiliser n'importe quel type de résine qui n'absorbe pas la lumière émise par la ma- tière luminescente stimulable lors de sa stimulation quand elle est sèche, et qui donne une pellicule se supportant elle-même quand elle est durcie. Par exem- ple, on peut utiliser comme liant des résines polyvi- nyliques (par exemple alcool polyvinylique, acétal po- lyvinylique, acétate de polyvinyle), des résines poly- uréthane, des résines polyester, des résines polyéther, des résines de copolymère chlorure de vinyle-acétate de vinyle, des résines cellulosiques (par exemple triacétyl cellulose, nitrocellulose), etco.. La plaque de matière luminescente se sup- portant elle-même peut 8tre préparée par un procédé bien connu de formation d'une pellicule par utilisation des matières décrites ci-dessus. Par exemple, un mélan- ge du liant et de la matière luminescente stimulable, mélangés par utilisation d'un solvant volatil approprié, est coulé sur une plaque plane ayant une faible adhé- rence au liant et la couche coulée est détachée de la plaque, procédé appelé moulage par coulée. De plus, la plaque de matière luminescente se supportant elle-même peut être pourvue sur sa surfa- ce dorsale d'une couche protectrice de térépb:talate de polyéthylène ayant une épaisseur de 5 à 20 z de manière a augmenter sa résistance mécanique. La couche protecs trice peut 8tre colorée comme en gris de manière à empocher une diffusion de la lumière visible et à. emm pêcher un flou de l'image. La présente invention va maintenant être décrite en détail avec référence à un mode de mise en oeuvre préféré en regard des figures I à 50 Les figures 1 à 5 représentent divers types de procédés pour enree gistrer des images d'un objet sur une multiplicité de plaques de matière luminescente stimulable, en une seule fois ou successivement, La figure 1 représente un type successif et les figures 2 et 3 représentent des types simultanés d'enregistrement d'images de ra- diation sur une multiplicité de plaques de matière lu- minescente. Le procédé tel que représenté sur la figu- re 3 est un procédé d'enregistrement à fente, Dans le mode d'exécution représenté sur la figure 1, une pla- que 12 de matière luminescente stimulable est amenée successivement à une station d'exposition pour être exposée à des rayons X lia provenant d'une source de rayons X 11 à travers un objet 100 L'objet 10 est fixe tandis que plusieurs plaques 12 de matière luminescente sont exposées aux rayons X à travers l'objet 10, de sorte que les mêmes images sont enregistrées sur plu- sieurs plaques 12 de matière luminescente. Dans le mode d'exécution représenté sur la. figue 2, une pile de pla- ques 22 de matière luminescente stimulable sont exposées ensemble à des rayons X 21a provenant d'une source de rayons X 21 à travers un objet 10 de sorte que les mê- mes images sont enregistrées simultanément sur plusieurs plaques 12 de matière luminescente. Dans ce procédé d'enregistrement simultané, on n'a pas besoin de fixer l'objet 10 et en conséquence non seulement il est faci- le d'effectuer plusieurs enregistrements du même objet, mais encore on peut obtenir exactement les mêmes images sans mouvement de l'objet entre elles quand elles sont superposées dans le traitement des images. De plus, comme l'objet est exposé aux rayons X une seule fois, la dose de la radiation à laquelle l'objet 10 est expo- sé peut être réduite au minimum. Dans l'exemple représenté sur-la figure 3, une pile de plaques 32 de matière luminescente sont exposées ensemble à des rayons X 31 provenant d'une source 32 par deux fentes 33a et 34a à travers deux plaques à Lente 33 et 34 qui ne laissent pas passer les rayons X. Les deux plaques à fente 33 et 34 s'étendent parallèlement l'une à l'autre et comportent des fentes 33a et 33b, respectivement, qui sont paral- lèles entre elles, et elles sont déplacées en synchro- nisme entre elles de manière que les rayons X 31a ve- nant de la source de rayons X 31 viennent toujours frapper la pile de plaques 32 de matière luminescente stimulable et balayent la pile d'une extrémité à l'au- tre. Dans ce procédé utilisant des fentes, on peut obtenir des images radiographiques nettes parce que les rayons de diffusion 35 diffusés par l'objet 10 n'arrivent pas à la pile de plaques 32 de matière lu- minescente. * Quand les diverses plaques de matière lu- minescente sont empilées comme représenté sur les fi- gures 2 et 3, il est avantageux que les plaques infé- rieures de matière luminescente éloignées de la source de rayons X 21 ou 31 aient une sensibilité plus grande de manière que toutes les plaques de matière lumines- cente, 22 ou 33, soient impressionnées au même niveau. Par exemple, quand quatre plaques de matière lumines- cente sont empilées, on fait en sorte que les sensibi- lités relatives des plaques de matière luminescente soient de 1,5, 2, 3 et 49 en allant de la plaque supé- rieure à la plaque inférieure, pour enregistrer les images au même niveau dans toutes les plaques. En va- riante, l'enregistrement est effectué sur des plaques de matière luminescente de la môme sensibilité et on modifie le gain de restitution pour les différentes plaques de matière luminescente de façon que la resti- tution de la plaque inférieure de matière luminescente soit effectuée avec un gain élevé et celle de la plaque supérieure de matière luminescente avec un faible gain et qu'ainsi on puisse obtenir pour toutes les plaques de matière luminescente des signaux d'image sensible- ment de même niveau. Dans le procédé d'enregistrement simulta- né tel que représenté sur les figures 2 et 3, il est avantageux que l'on utilise des plaques de matière lu- minescente se supportant elles-mêmes telles que celle représentée sur la figure 4. La plaque de matière lu- minescente se supportant elle-même est composée d'une feuille de liant 36 ayant une rigidité lui permettant de se supporter elle-même et contenant des particules dispersées 37 de matière luminescente stîmulable. Com- me la plaque de matière luminescente se supportant elle-même est bien plus mince que la plaque de matière luminescente classique composée d'un support et d'une couche de matière luminescente appliquée sur lui, la netteté de l'image peut être notablement améliorée dans l'image finalement obtenue. Pour la restitution de l'image enregistrée, on utilise par exemple un système de restitution d'in- formations d'image tel que représenté sur la figure 5. Comme représenté sur cette figure 5, une plaque 40 de matière luminescente stimulable qui a été exposée à des rayons X et porte une image radiographique latente sous la forme d'énergie emmagasinée est explorée par un faisceau de laser provenant d'une source 41 de laser He-Ne. Quand la plaque 40 de matière luminescente sti- mulable est explorée par le faisceau de laser, elle émet de la lumière 42 conformément à l'énergie de rayon- nement emmagasinée. La lumière émise est détectée par un photodétecteur 43 tel qu'un photomultiplicateur et est enregistrée ou mémorisée dans une mémoire 45 telle qu'un moyen d'enregistrement à ruban magnétique par l'intermédiaire d'un amplificateur 44. Ainsi, l'infor- mation d'image enregistrée dans chaque plaque 40 de matière luminescente est restituée et enregistrée dans 246 1279 la mémoire 45. Les signaux d'image de toutes les plaques 40 de matière luminescente pour un même objet Se superposent ou s'additionnent pour donner un signal d'image pour une seule image de l'objets Les signaux d'image enregistrés dans les diverses plaques 40 de matière luminescente s'addition- nent tous pour donner un seul signal totalisé d'une image. Le signal totalisé ou le signal moyen obtenu a partir du signal totalisé représente l'image avec un O10 rapport signal/parasites plus élevé que les images ini- tiales obtenues sur les diverses plaques de matière lu- minescente parce que les parasites des images superpo- sées s'annulent mutuellement et seulement les signaux importants sont additionnés. En conséquence, le signal d'image ainsi obtenu fournit un plus fort rapport signal/parasites. Selon la présente invention, le si- gnal d'image superposé est soumis encore à un traite- ment de gradation de manière à améliorer le contraste de l'image. Comme le rapport signal/parasites est amé- lioré, l'amélioration du contraste de l'image donne une image d'une efficacité et d'une précision de diag- nostic très élevées qui est très avantageuse du point de vue de l'utilisation pratique. La figure 6 représente un autre exemple de l'étape de restitution dlimage dans lequel les mul- tiples images radiographiques latentes enregistrées sur les multiples plaques de matière luminescente soct restituées simultanéento Dans l'exemple représenté sur la figure 6, une multiplicit& de feuilles 51a, 51b,0.. 51d de matière luminescente stimulable sont montées sur un seul tambour 51 et les signaux de restitution obte- nus a partir de ces feuilles par utilisation d'une mule %iplicité de photomultiplicateurs 55a.o055d sont to- talisés électriquemetYo Ce type de système de restitu- tion en parallèle est avantageux du point de vue du rendement pour gagner du temps. Une source 50 de laser He-Ne émet un faisceau de laser 50a qui est ré- fléchi vers les feuilles 51a,...51d de matière lumi- nescente sur le tambour 51 par une multiplicité de sé- parateurs de faisceaux comme des miroirs semi- transparents 52a, 52b,.. 52d et explore simultanément les feuilles 51a,...51d de matière luminescente. La lumière émise par les feuilles 51a,...51d de matière luminescente stimulable est détectée par les multiples photomultiplicateurs 53a,...53d et leurs signaux de sortie sont amplifiés par les amplificateurs 54a,... 54d. Les signaux de sortie des amplificateurs 54a,... 54d sont introduits dans un totalisateur 55 et envoyés ensuite à un circuit 56 d'amélioration du contraste o le contraste est accentué. Le signal de sortie du cir- cuit 56 de traitement du contraste est introduit dans un circuit d'entrainement 57 pour entra ner un tube 58 de modulation de lumière (tube à décharge) qui est uti- lisé pour enregistrer une image sur une pellicule photo- sensible 61 sur un tambour 60 par l'intermédiaire d'une lentille convergente 59. Ainsi, une image visible fina- le est enregistrée sur la pellicule 61. L'image finale- ment obtenue sur la pellicule 61 a un rapport élevé signal/parasites et un fort contraste. Le système de traitement d'images radiographiques selon la présente invention fournit donc un haut pouvoir de détection de contraste. Il y a lieu de noter que dans le mode d'exécution décrit ci-dessus représenté sur la figure 6, l'intensité du faisceau de laser 50 a est réduite car il transmet à travers les multiples séparateurs de fais- ceaux 52a,...52d. Dans ce cas, donc, il est avantageux que la sensibilité des feuilles de matière luminescente stimulable soit différente et que les feuilles de matiè- re luminescente de plus grande sensibilité soient situées loin de la source de laser 50 sur le tambour 51 et que celles de moindre sensibilité soient situées plus près de la source de laser 50 de manière que l'on obtienne un signal de sortie sensiblement du même niveau à par- tir de toutes les feuilles 51a,...51d de matière lumi- nescente. Dans la présente invention, il est possible de conduire un traitement d'accentuation du contraste à une fréquence déterminée sur le signal d'image superposé au lieu du traitement d'accentuation du contraste dans lequel le contraste de l'ensemble de l'image est accentué. En d'autres termes, il est possi- ble d'augmenter le contraste de l'image dans une plage particulière de fréquence spatiale. Un des exemples du traitement d'accentuation à fréquence va être décrit ci-après en détail. Comme traitement d'accentuation à fréquence, on connait divers procédés tels qu'un procé- dé à convolution ou un procédé à conversion de Fourier. Toutefois, ces procédés sont inapplicables en raison des calculs très compliqués nécessaires. Au lieu de ces procédés, il est avantageux d'utiliser un traitement à masque flou dans lequel la gradation est accrue seule- ment dans la région à haute fréquence au-dessus d'une région à superbasse fréquence. Le traitement à masque flou est décrit en détail dans une demande de brevet des E.U.A. NO 104 855. Dans ce procédé, on effectue un traitement à masque flou représenté par la formule S = Sorg + 3 (Sorg Sus) o on ajoute au signal Sorg initial le produit d'un coefficient d'accentuation 3 par la différence entre un signal Sorg initial et un signal Sus à masque flou cor- respondant à la fréquence super-basse. Le signal Sus à masque flou auquel on se refère dans la présente invention est un signal re- présentant chaque point de balayage qui est obtenu en brouillant le signal d'image initial de manière qu'il contienne seulement la composante de fréquence au- dessous de la fréquence super-basse. En d'autres termes, le signal Sus à masque flou est un signal représentant une image floue obtenue en voilant l'image initiale dans une mesure telle que le signal à masque flou con- tienne seulement la fréquence super-basse. Dans le mas- *o que flou correspondant à l'image floue, la fonction de transfert de modulation n'est pas inférieure à 0,5 à la fréquence spatiale de 0,01 cycle/mm et pas supérieure à 0,5 à la fréquence spatiale de 0,5 cycle/mm. En va- riante, dans le masque flou choisi, la valeur intégrée de la fonction de transfert de modulation dans la région de fréquence super-basse de pas plus de 0,5 à 0,01 cy- cle/mm ne doit pas être inférieure à 90/o de la valeur intégrée de la fonction de transfert de modulation dans la plage de fréquence de 0 à 10 c/mm. Il est souhaitable que la valeur maxi- male de la fonction de transfert de modulation de l'i- mage dans laquelle on effectue l'accentuation à fréquen- ce selon la formule ci-dessus soit de 1,5 à 10 fois la valeur de la fonction de transfert de modulation près de la fréquence zéro. Dans la présente invention, le coeffi- cient d'accentuation 3 peut être constant ou peut va- rier en fonction du signal d'image initial (Sorg) ou du signal à masque flou (Sus). En faisant varier le coefficient d'accentuation en fonction du signal d'ima- ge initial (Sorg) ou du signal à masque flou (Sus), on améliore encore l'efficacité et la précision du diag- nostic. De plus, comme il y a beaucoup de pa- rasites dans la région des hautes fréquences, il est 246 1279 avantageux de soumettre le signal S à un traitement de filtrage dans lequel la fonction de transfert de modulation est rendue égale ou inférieure à 095 dans la plage de fréquence de 0,5 à 5 c/mm. Avec ce traite- ment de filtrage, il s'établit une moyenne des compo- santes parasites et en conséquence la qualité de l'ima- ge est améliorée. Le masque flou peut être obtenu par les methoues suivantes par exemple. (1) le signal d'image initial à cha- que point d'exploration est mémorisé et les signaux d'image initiaux mémorisés sont restitués en même temps que les signaux environnants suivant les dimensions du masque flou de manière qu'oh obtienne une valeur moyen- ne comme signal à masque flou Sus. (La valeur moyenne est obtenue sous la forme d'une simple moyenne arithmé- tique ou de divers types de moyenne pondérée)0 Dans cette méthode, le masque flou est réalisé sous la for- me de signaux analogiques ou sous la forme de signaux numériques après conversion A/D. De plus, il est pos- sible aussi de former le masque flou en transmettant le signal analogique à travers un filtre passe-bas dans la direction de balayage primaire et en traitant le signal dans la forme numérique dans la direction de balayage secondaire. (2) Après restitution du signal d'ima- ge par utilisation d'un faisceau lumineux ou l'équiva- lent ayant un petit diamètre, le signal à masque flou est restitué par utilisation d'un faisceau lumineux ayant un plus grand diamètre, Cela est possible dans le cas o la matière luminescente stimulable est encore stimulable après la première stimulation. (3) On utilise l'agrandissement du diamètre du faisceau lumineuxic stimulant qui se produit par diffusion tandis que le faisceau passe à travers la couche de matière luminescente stimulable. Quand le faisceau lumineux stimulant balaye la matière lumi- nescente stimulable, le signal d'image initial Sorg est obtenu du côté incident de la couche de matière luminescente et le signal à masque flou Sus est obtenu de l'autre côté de la couche de matière luminescente. Dans ce cas, on peut régler les dimensions du masque flou en modifiant l'amplitude de l'effet de diffusion de la lumière par la couche de matière luminescente ou en modifiant les dimensions de l'ouverture utilisée pour recevoir la lumière diffusée. Le masque flou doit être choisi de manière que la fonction de transfert de modulation de- vienne égale ou inférieure à 0,5 dans la région des fréquences super-basses de 0,5 à 0,01 c/mm. De plus, dans le traitement du signal conformément à la formule donnée, on doit préciser le coefficient d'accentuation p. Ces valeurs sont choisies extérieurement pour chaque objet ou choisies à-l'avance pour plusieurs parties du corps humain ou pour plusieurs types de radiographies et mémorisées à l'avance dans une mémoire de manière à être simplement choisies à partir de cette mémoire quand on effectue le traite- ment. Pour le résultat de l'opération ou du traitement comme décrit ci-dessus, on conduit le fil- trage de manière à réduire la composante à haute fré- quence. Avec ce filtrage, les parasites peuvent être réduits sans dommage pour l'information permettant le diagnostic. Il est souhaitable que le coefficient d'acoentuation P soit petit pour la région de basse densité de l'image finale et grand pour la région de haute densité de manière à empêcher la formation d'une image artefact qui a'tendance à apparaître avec l'accen- tuation à fréquence. Comme exemple de cela, quand l'image radiographique d'un estomac (Magen) obtenue en utili- sant un milieu de contraste au sulfate de baryum est soumise à cette accentuation à fréquence (accentuation de composantes de fréquences spatiales particulières) ou au procédé à masque flou avec le coefficient d'ac- centuation a fixé, la frontière de la zone peu bril- lante ayant un bas éclat uniforme dans une région éten- 1o due correspondant à la portion contenant le milieu de contraste au sulfate de baryum fait l'objet d'une ac- centuation excessive et une image artefact ayant un double contour apparaîtra. Si on modifie le coefficient d'accentuation P de manière qu'il soit rendu petit dans la région de bas éclat pour la portion remplie du milieu de contraste et qu'il soit rendu grand dans la région de haut éclat pour les détails de l'estomac ou l'équivalent, on peut empêcher la présence d'une image artefact ayant le double contour. De plus, dans le cas de l'image thoracique de face, si i n'est pas fixe, les parasites augmentent dans la région de bas éclat comme de la colonne vertébrale et du coeur et dans un cas extrême les portions fines deviennent d'un blanc satu- ré (le niveau de voile du milieu d'enregistrement), ce qui géne beaucoup l'observation visuelle et réduit notablement l'efficacité et la précision du diagnostics Au contraire, si on fait en sorte que 3 soit petit dans les régions de bas éclat comme de la colonne ver- tébrale et du coeur et qu'il soit grand dans la région de haut éclat comme des poumons, on peut réduire les parasites et les zones de blanc saturé mentionnés ci- dessus. Dans un exemple quelconque des types ci-dessus, si le coefficient d'accentuation 13 est fixé à une petite valeur pour l'accentuation à fréquence, l'efficacité et la précision du diagnostic ne sont pas améliorées car le contraste de portions importantes comme les détails de l'estomac, les vaisseaux sanguins du poumon et les veines n'est pas amélioré bien que di- verses images artefact puissent être empochées. Ainsi, en modifiant de manière continue le coefficient d'ac- centuation t en fonction de l'éclat de l'image sur la matière luminescente stimulable, il est possible d'ob- tenir une image de radiation permettant une haute ef- ficacité et une grande précision du diagnostic tout en évitant la présence de l'image artefact. Comme exemple de procédé pour modi- -fier le coefficient d'accentuation Y, on modifie f presque linéairement entre l'éclat maximal Si et l'é- clat minimal S0 qui sont obtenus à partir d'un histo- gramme de l'image sur la matière luminescente stimula- ble. Les valeurs maximale et minimale Si et S0 sont déterminées suivant le type d'image radiographique à traiter. Par exemple, on peut déterminer l'éclat maxi- mal et l'éclat minimal comme les éclats pour lesquels l'histogramme intégré devient de 90 à 100%Iv et de 0 à 01/o, respectivement. Dé plus, selon les essais effec- tués par la demanderesse, on a trouvé que les résultats sont presque les mêmes si le coefficient d'accentua- tion f est modifié avec le signal d'image initial et s'il est modifié avec le signal à masque flou. Le degré d'accentuation par le traite- ment à fréquence est déterminé par le coefficient d'ac- centuation P. On a trouvé que le produit d'une quantité M définie par la formule M = 1,2 x P + 1,0 par le degré d'accentuation du contraste YDC correspond sensiblement au paramètre de contraste C.P. Le paramè- tre de contrasib désirable C.P. est représenté par l'in- tervalle montré sur la figure 7, qui est un peu plus large que celui de l'accentuation du contraste de l'en- semble de l'image, mais est sensiblement le même. Lorsqu'il est souhaitable de modifier le coefficient d'accentuation en fonction de la force du signal, l'intervalle désirable de C.P. doit être choisi comme suit. Le C.P. de lalprtion d'image qui est important pour le diagnostic doit être dans l'in- tervalle désirable comme montré sur la figure 7. Ain- si, lorsque la portion à faible éclat de l'image est particulièrement importante pour le diagnostic, le C.P. qui est appliqué pour la portion à faible éclat doit être choisi dans l'intervalle représenté sur la figure 7. Lorsque c'est la portion à fort éclat qui est importante pour le diagnostic, le C.P. doit être choisi de façon similaire. Quand toutes les portions sont importantes, la valeur moyenne du C.P. doit être choisie dans l'intervalle comme représenté sur la fi- gure 7. En plus de l'accentuation à fréquence mentionnée ci-dessus, il est possible de prévoir un procédé de gradation pour modifier la gradation de l'image. Le procédé à fréquence super-basse comme dé- crit ci-dessus n'a pas un effet important pour des ima- ges dans lesquelles la densité varie légèrement dans une zone étendue comme dans le cas du cancer du poumon ou d'un cancer du sein. Dans ces images, l'efficacité et la précision du diagnostic sont améliorées quand la gradation d'ensemble est améliorée ou le contraste est accentué en même temps que l'amélioration de la grada- tion d'ensemble. L'opération concernant la gradation peut être conduite avant ou après celle à fréquence super-basse ou celle à masque floue Si l'opération con- cernant la gradation est effectuée avant celle du mas- que flou, on effectue une conversion A/D après que le signal a été traité par gradation par un circuit amalo- gique non-linéaire. Si elle est effectuée après la conversion A/D, un procédé numérique est possible par utilisation d'un mini-ordinateur. Quand l'opération concernant la gradation est effectuée après celle du masque flou, elle peut être conduite dans la forme numérique ou elle peut être conduite dans la forme analogique après conversion D/A. Les exemples non-limitatifs suivants mon- treront bien comment l'invention peut être mise en oeuvre. - EMPLE 1 - Comme matière luminescente stimulable, on utilise de la poudre de matière luminescente BaFBR:Eu. On mélange ensemble 8 parties en poids de la matière luminescente et 1 partie en poids de nitrocellulose par utilisation d'un solvant (solution mixte d'acétone, d'acétate d'éthyle et d'acétate de butyle) pour prépa- rer une solution de revêtement aUant une viscosité d'environ 50 centistokes. Ensuite, on appliqué la solu- tion uniformément sur une pellicule (de support) de téréphtalate de polyéthylène placée horizontalement et on l'abandonne pendant un jour et une nuit pour qu'elle sèche naturellement. Ainsi, une couche de matière lu- minescente ayant une épaisseur d'environ 200 ji est for- mée sur le support et on obtient une feuille de matière luminescente stimulable. Cinq feuilles de matière luminescente sti- mulable ainsi préparées sont superposées, placées dans une cassette et exposées à des rayons X de 80 kVp à travers un objet. Les feuilles de matière luminescente ain- si exposées aux rayons X sont balayées et stimulées par un faisceau de laser d'un laser He-Ne, on détecte * la lumière émise et le signal d'image obtenu est enre- gistré dans un ruban magnétique. On superpose les si- gnaux ainsi obtenus pour les cinq feuilles de matière luminescente et on obtient le signal moyen. Ensuite, on utilise le signal d'image pour reproduire une ima- ge avec un C.P. de 3 à 20 dans la plage de densité op- tique de 0,5 à 1,5. On obtient ainsi une image d'une très haute efficacité et précision de diagnostic. De plus, on soumet l'image à une accen- tuation du contraste par un procédé à masque flou avec le degré d'accentuation du contraste pour la composan- te D.C. réglé à environ 2,0 et le degré d'accentuation à fréquence M réglé entre 1,5 et 10. Ainsi, on obtient une image à haute efficacité et haute précision de diagnostic par rapport à la radiographie classique. En particulier, les vaisseaux sanguins et les os donnent des images permettant une haute efficacité et une haute précision de diagnostic. La fréquence parti- culièrement accentuée dans ces images est celle de 0,2 à 0,5 c/mm. Le C.P. à cette fréquence est de 3 à 20. Quand le C.P. est de 2 ou moins, on ne trouve aucun avantage à superposer une multiplicité d'images et le résultat n'est pas meilleur que celui obtenu avec une seule image. Quand cinq feuilles de matière luminescente sont balayées par le faisceau de laser He-Ne, la sensibilité des photomultiplicateurs pour détecter la lumière émise par les feuilles de ma- tière luminescente stimulées est réglée de manière que les sensibilités relatives des photomultiplicateurs soient de 1, 1,5, 2, 3 et 4 dans l'ordre de disposition à partir du côté le plus proche de la source de rayons X. Le niveau des signaux d'image obtenus est presque le même pour toutes les feuilles de matière luminescen- te. De plus, quand on utilise une matière luminescente SrS:Eu ou une matière luminescente ZnS:Ag à la place de la matière luminescente BeFBr:Eu utilisée dans l'exemple ci-dessus, le signal d'image obtenu a un très bas niveau et beaucoup de parasites et ne pourrait pas donner une bonne image sur la ma- tière d'enregistrement final. - EXEMPLE 2- Comme matière luminescente stimulable, on utilise une matière luminescente (Ba0o9M g01)FBr:Eu. On prépare une multiplicité de feuilles de matière luminescente stimulable d'une manière similaire à celle de l'Exemple 1. On empile trois feuilles, on les place dans une cassette et on les expose immédiatement à des rayons X de 80 kVp. Comme dans l'Exemple 1, on superpose les signaux d'image obtenus à partir des feuilles de ma- tière luminescente et une image est reproduite avec le C.P. de 3 à 14. Comme résultat, on obtient une ima- ge d'une haute efficacité et une haute précision de diagnostic. Avec le C. Po de 2 ou moins, le résultat est défavorable. Avec le C.P. de 15 ou plus, l'image est illisible avec une granularité prononcée. - EXEMPLE 5 - Comme matière luminescente stimulable, on utilise une matière luminescente BaFBr:Ce,Tb. Avec des conditions toutes les mêmes que dans l'Exemble 1, on obtient les mêmes résultats que dans l'Exemple 1. - EXEMPLE 4 - Comme matière luminescente stimulable, on utilise une matière luminescente (Ba0,7,Ca 0,3)FBr:Eu. Avec des conditions toutes les mêmes que dans les exemples 1 et 2, on obtient les mêmes résultats que dans les exemples 1 et 2. - EXEMPLE 5 - Comme il a été prouvé que la sensibilité de la feuille de matière luminescente stimulable est proportionnelle à son épaisseur si l'épaisseur de la couche de matière luminescente est d'environ 600 jx ou moins, on utilise des feuilles de matière luminescente stimulable d'épaisseur différente au lieu de changer la sensibilité des photomultiplicateurs. On utilise la matière luminescente utili- sée dans l'Exemple 1 et on prépare la solution de re- vêtement de la mnme manière que dans l'Exemple 1. On prépare six feuilles de matière luminescente ayant une couche de matière luminescente de 100 S, 150 I,l 200 j, 300 j, 400 l et 600 Jt d'épaisseur et on les empile dans un ordre tel que la plus épaisse soit la plus éloi- gnée de l'objet, on les place dans une cassette et on les expose à des rayons X de 80 kVp passant à travers l'objet. On balaye la feuille de matière ltuminescente avec un faisceau de laser He-Ne et on obtient un signal d'image. En faiseant la moyenne des signaux et en repro- duisant une image avec un COP. de 3 à 209 on obtient des images d'une très haute efficacité et d'une très haute précision de diagnostic. - EXEMPLE 6 Comme matière luminescente stimulable, on utilise une matière luminescente BaFBr:Ce,Tbo On prépa- re quatre feuilles de matière luminescente stimulable ayant une épaisseur de 200 p9 260 D, 340 p et 450 p, on les empile et on les place dans une cassette On ex- pose ensuite la pile de feuilles de matière luminescente à des rayons X de 129 kVp. Avec le m5me procédé que dans l'Exemple 5 et avec un C.P. de 3 à 18, on obtient des images d'une très haute efficacité et d'une très grande précision de diagnostic. - EXMPLE 7 - On prépare de la même manière que dans l'Exemple I un certain nombre de feuilles de matière luminescente stimulable ayant une épaisseur de 200 p. Six feuilles de matière luminescente ainsi préparées sont exposées une par une successivement à des rayons X de 80 kVp passant à travers un objet pour donner des images radiographiques du même objet sur les six feuil- les de matière luminescente. Les signaux d'image obte- nus à partir de ces feuilles sont superposés avec un C.P. de 3 à 20-et on obtient une image.L 'image ainsi obtenue a une très haute efficacité et une très grande précision de diagnostic. - EXEMPLE 8- - Comme matière luminescente stimulable, on utilise une matière luminescente BaFBr:Eu. On prépare cinq feuilles de matière luminescente de la même ma- nière que dans l'Exemple 1. On empile les cinq feuilles de matière luminescente, on les place dans une casset- te et on les expose à des rayons X de 80 kVp par uti- lisation d'un dispositif à fente tel que représenté sur la figure 3. Avec un traitement des images similaire à celui utilisé dans l'Exemple 1 et un C.P. de 3 à 20, on obtient une image de meilleure qualité et de plus haute efficacité et plus grande précision de diagnostic que celle obtenue dans l'Exemple 1. - EXEMPLE 9 - Comme matière luminescente stimulable, on utilise une matière luminescente BaFBr:Eu. La solu- tion de revêtement préparée de la même manière que dans l'Exemple 1 est appliquée uniformément sur une feuille de polytétrafluoroéthylène placée horizontale- ment et avandonnée pendant un jour et une nuit de fa- çon qu'elle sèche naturellement pour donner une couche de matière luminescente ayant une épaisseur de 150 p. Ensuite, la feuille de matière luminescente est déta- chée de la feuille de polytétrafluoroéthylène. Ainsi, on obtient une feuille de matière luminescente stimu- lable se supportant elle-même. On empile cinq feuilles de la matière luminescente se supportant elles-mêmes et on les place dans une cassette. Ensuite, on expose la pile de feuilles à des rayons X de 80 kVp. Avec un traitement des images similaire à celui utilisé dans l'Exemple 1 et un C.P. de 14, on obtient une image d'un haut pouvoir séparateur de con- traste et d'une grande netteté et en conséquence d'une haute efficacité et d'une grande précision de diagnos- tic. On a trouvé que la réponse mesurée par utilisation d'un diagramme de détermination du pouvoir séparateur est améliorée de 20 à 25% environ à la fré- quence spatiale de 2 c/mm par rapport à celle des feuil- les de matière luminescente ayant un support sur lequel la couche de matière luminescente a été déposée. De plus, en effectuant une accentuation du contraste par un procédé à masque flou avec un degré d'accentuation du contraste pour la composante D.C. YDC de 2,0 et un degré d'accentuation à fréquence de 69 on obtient une image de très haute qualité permettant une bien plus grande efficacité et précision de diagnos- tic que la radiographie classique. En particulier, les vaisseaux sanguins et les os donnent des images per- mettant une très haute efficacité et précision de dia- gnostic. La fréquence particulièrement accentuée dans ces images va de 0, 2 à 0,5 c/mm. Le C.P. à la fréquen- ce est de 12. - EXEMPLE 10 - Par utilisation d'une matière luminescente BaFBr:Eu dispersée dans un liant d'acétate de polyvi- nyle, des feuilles de matière luminescente se-suppor- tant elles-mêmes sont préparées de la même manière que dans l'Exemple 1. On prépare trois feuilles ayant des épaisseurs de 100 y, 150 i et 200 I et on les empile dans un ordre tel que la feuille la plus mince soit si- tuée le plus près de la source de rayons X. On enre- gistre ainsi des images tomographiques d'un objet. On balaye les trois feuilles de matière luminescente avec un faisceau de laser et les signaux d'image restitués par la lumière émise sont enregistrés sur un ruban magnétique. Bien que la distance des trois feuilles de matière luminescente soit différente pour les différentes feuilles et que les sensibilités des photodétecteurs utilisés pour restitution de l'informa- tion d'image à partir des trois feuilles de matière luminescente soient toutes les mêmes, les niveaux des signaux d'image obtenus à partir des trois feuilles de matière luminescente sont presque les mêmes en raison des différences d'épaisseur et de sensibilité des feuil- les de matière luminescente. On superpose les signaux d'image et on les traite avec un C.P. de 12. Comme ré- sultat, même un objet à contraste très faible donne une image d'une grande netteté et d'un haut pouvoir séparateur du contraste. La réponse mesurée par utili- sation d'un diagramme de détermination se révèle être améliorée d'environ 20îo à la fréquence spatiale de I c/mm par rapport aux feuilles de matière luminescen- te comportant un support. - EXEMPLE Il - Cinq feuilles de matière luminescente stimulable préparées dans l'Exemple 9 sont placées dans une cassette et exposées à des rayons X de 80 kVp par utilisation d'imn dispositif d'exposition à fente comme représenté sur la figure 3. Les cinq feuilles de matière luminescente ainsi exposées aux rayons X sont balayées avec un fais- ceau de laser He-Ne et les signaux d'image obtenus sont enregistrés sur un ruban magnétique. On établit la moyenne de ces signaux et on les traite avec un C.P. de 10. L'image résultante a une grande netteté et un haut pouvoir séparateur du contraste par rapport à l'image obtenue dans l'Exemple 1. Ainsi, l'image per- met une très haute efficacité et précision du diagnos- tic. - EXESVLE 12 - Comme matière luminescente stimulable, on utilise une poudre de matière luminescente BaFBr:Ceo Tb. On mélange ensemble 7 parties en poids de la ma- bière luminescente et I partie en poids de nitrocellu- lose par utilisation d'un solvant (solution mixte d'acétone, d'acétate d'éthyle et d'acétate de butyle) pour préparer une solution de revêtement ayant une vis- cosité de 50 centistokes. Ensuite, on applique la solu- tion de revêtement sur une face d'un mriroir en verre revêtue d'une couche de polytétrafluoroéthylène orien- tée horizontalement et on l'abandonne un jour et une nuit de manière qu'elle sèche naturellement pour don- ner une couche de matière luminescente ayant une épaisseur d'environ 120 p. Ensuite, on détache la cou- che de matière luminescente de la face du miroir en verre. On prépare ainsi une feuille de matière lumi- nescente se supportant elle-même. Six feuilles ainsi prépwées sont empilées et placées dans une cassette pour être exposées à des rayons X de 90 kVp passant à travers un thorax de corps humain comme objet. Les signaux d'image obtenus à partir des six feuilles de matière luminescente sont superposés comme dans l'Exemple 9, on prend leurs moyennes et on les soumet ensuite à un traitement à masque flou pour accentuer la plage de fréquences de 0,05 à 1 c/mm. Ensui- te, on traite l'image avec un C.P. de 8 pour obtenir une image de reproduction finale. Comme résultat, on observe clairement l'artère dans la partie colonne ver- tébrale et-les vaisseaux sanguins dans la partie coeur que l'on ne pouvait pas voir dans la radiographie classique. En m9me temps, on observe clairement aussi le poumon par rapport à la radiographie classique. Ainsi, on obtient une image fournissant des informa- tions claires tant sur les vaisseaux sanguins autour de la colonne vertébrale et du coeur que sur les pou- mons, permettant une haute efficacité et précision de diagnostic. - EXEMPLE 13 - On enregistre une image tomographique de l'abdomen en utilisant les mêmes feuilles-de matière luminescente se supportant elles-mêmes que dans l'Exem- ple 9. Le potentiel -de tube à rayons X est de 100 kVp. Comme dans-l'Exemple 9, on utilise cinq feuilles et les signaux d'image obtenus à partir d'elle sont super- posés et traités avec YuC de 1,5 et M de 8 pour accen- tuation de l'image. Comme résultat, on observe clairement le contour du rein et on reconnaît ainsi clairement l'état et la forme du rein. De plus, on reconnaît le tissu de l'intérieur du rein. En conséquence, l'efficacité et la précision du diagnostic est très supérieure à celle d'une radiographie classique dans laquelle le contour du rein est très peu net en raison de l'influence de la granularité et la différence de densité du tissu à l'intérieur du rein est très faible. - EXEMPLE 14 - Par utilisation de six feuilles de matiè- re luminescente se supportant elles-mêmes préparées de la même manière que dans l'Exemple 9, on mesure la limi- te détectable de très faible contraste en utilisant des exemples d'essai d'un objet à très faible contraste comme suit. Entre deux plaques de poly(méthacrylate de méthyle) ayant des épaisseurs de 12 cm et de 8 cm res- pectivement, une feuille de Nylon circulaire (diamètre mm, épaisseur 0,5 mm et 0,3 mm) ou une feuille de téréphtalate de polyéthylène circulaire (diamètre 10 mm, épaisseur 0,18 mm, 0,10 mm, 0,08 mm et 0,06 mm) est mi- se "en sandwich". L'objet ci-dessus est exposé à des rayons X de la même manière que dans l'Exemple 9. On compare les résultats entre les conditions suivantes. (A) Une seule radiographie prise par ra- diographie classique en utilisant un film radiographi- que, (B) Une image unique obtenue sur une feuille de matière luminescente stimulable se supportant elle- même, (C) Une image obtenue en superposant 6 images sur six feuilles de matière luminescente stimula- ble se supportant elles-mêmes, en prenant les moyennes des images et en accentuant le contraste d'un C.P. de 2, et (D) Une image obtenue en superposant 6 images sur six feuilles de matière luminescente stimu- lable se supportant elles-mêmes, en prenant les moyennes des images et en accentuant le contraste d'un C.P. de Il selon la présente invention. La formation des images est effectuée comme dans l'exemple 9. Les résultats sont présentés dans le Tableau I ci-dessous dans lequel les signes -, O, + et ++ indiquent le degré de clarté du modèle obser- vé comme suit. ++: Le modèle est clairement observé. +: Le modèle est observé O: Le modèle semble être observé. -: Le modèle ne peut pas être observé. TABLEAU I Nylon Téréphtalate de polyéthylène 0,5 mm 0,3 mm 0,18 mm 0,10 mm 0,08mm 0, 06mm (A) Procédé classique (B) I feuille de matière lumi- nescente stimulable du type se supportant elle-même (c) 6 feuilles de matière lumi- nescente stimulable du type se supportant elles-mêmes5 moyenne 9 CsPo2 (D) 6 feuilles de matière lumi- nescente stimulable du type se supportant elles-mêmes, moyenne9 C'Po Il o o + ++ o ++ \4 U ++ + o ro 0% Des résultats présentés dans le Tableau I, on peut tirer les conclusions suivantes: (1) Dans le procédé classique (A) , le modèle semble être observé seulement avec la feuille de Nlylon de 0, 5 mm. Avec une feuille plus mince, on n'observe pas du tout l'image ou le contraste. Il en est de même dans le procédé (B) également. (2) Dans le procédé (C) dans lequel on prend la moyenne des signaux d'image et le contraste est accentué d'un C.P. de 2, la feuille de Nylon de 0,5 mm est seulement "observée" et celle de 0,3 mm est seulement "semblée observée" et on ne pourrait rien observer de plus mince. (3) Dans le procédé (D) selon la présente invention, on observe même une feuille de téréphtalate de polyéthylène de 0,1 mm d'épaisseur. Ainsi, le pouvoir séparateur de contraste est notablement amélioré. - EXMPLE 15 - On applique comme couche protectrice sur chacune des deux surfaces de la feuille de matière lu- minescente préparée dans l'Exemple 9 une couche de téré- phtalate de polyéthylène d'environ 15 microns d'épais- seur. On conduit ensuite des essais similaires à ceux conduits dans l'Exemple 14. De plus, comme les feuilles sont couvertes des couches protectrices, les feuilles sont bien protégées contre les rayures et les poussières durant la manipulation. REVENDICATIONS 1) Un procédé de traitement d'une image radiographique dans un système d'enregistrement d'ima- ges radiographiques selon lequel une plaque de matière luminescente stimulable est exposée à des rayons X pas- sant à travers un objet pour enregistrer une image -la- tente radiographique de l'objet sous la forme d'énergie de rayons X emmagasinée, la plaque de matière lumines- cente stimulable est ensuite exposée à des rayons stimu- lants pour émettre une lumière correspondant à l'éner- gie de rayons X emmagasinée, la lumière émise est détec- tée par un moyen photodétecteur et transformée en un signal d'image et le signal d'image est utilisé pour enregistrement d'une image visible sur une autre matière d'enregistrement, caractérisé en ce qu'on enregistre des images du même objet vues de la même direction sur une multiplicité des plaques de matière luminescente stimu- lable, on superpose les signaux d'image obtenus à par- tir des multiples feuilles de matière luminescente sti- mulable pour obtenir un signal d'image correspondant à une information moyenne d'image et on améliore le con- traste du signal d'image ainsi obtenu par une technique de gradation. 2) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon la revendication 1, caractérisé en ce que les multiples plaques de matière luminescente sti- mulable sont exposées simultanément aux rayons X pour enregistrer en une seule fois les images du même objet. 3) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon la revendication 2, caractérisé en ce que les multiples plaques de matière luminescente stimulable sont empilées et exposées aux rayons X en une seule fois. 4) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que la plaque de matière luminescen- te stimulable est une plaque de matière luminescente stimulable se supportant elle-même. ) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon la revendication 4, caractérisé en ce que l'épaisseur de la plaque de matière luminescente stimulable se supportant elle-nême est comprise entre 10C et 400 microns. 6) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que le nombre des plaques multiples de matière luminescente stimulable est de 3 et le degré d'amélioration du contraste du signal d'image représen- té par le rapport () de la différence de densi- log E té optique (BP) à la différence de quantité de lumière émise en logarithme (/jlog E) de l'image finalement obtenue est comprise dans l'intervalle de 3 à 18 dans l'intervalle de densité optique de 0,5 à 1,5. 7) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que le nombre des plaques multiples de matière luminescente stimulable est de 4 ou plus et le degré d'amélioration du contraste du signal d'image représenté par le rapport (/D) de la différence de log E densité optique (Z\P) à la différence de quantité de lu- mière émise en logarithme (/\ log E) de l'image finale- ment obtenue est comprise dans l'intervalle de 3 à 20 dans l'intervalle de densité optique de 0,5 à 1,5. 8) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que les plaques multiples de matière luminescente stimulable sont exposées aux rayons X par une méthode d'exposition à fente. 9) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon la revendication a à 8, caractérisé en ce que l'amélioration du contraste est effectuée pour le contraste de toute l'image. ) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon la revendication 1 à 8, caractérisé en ce que l'amélioration du contraste est effectuée seu- lement pour une composante de fréquence particulière0 11) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon la revendication 10, caractérisé en ce que la composante de fréquence particulière est au- dessus d'une fréquence super-basse de l'image radiogra- phique ou de l'image obtenue par la superposition des signaux d'image. 12) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon la revendication 11, caractérisé en ce que l'amélioration du contraste de la composante particulière de fréquence est effectuée par une technique a masque flou dans laquelle un signal à masque flou Sus correspondant à la fréquence super-basse est obtenu et une opération représentée par une formule Sorg + P(Sorg- Sus), o Sorg est un signal initial d'image et f3 est un coefficient d'accentuation est conduite pour chaque point de l'image. 13) Un procédé de traitement d'une image radiographique selon la revendication 12, caractérisé en ce que le masque flou a une fonction de transfert de mo- dulation de 0,5 ou moins dans la région de fréquence spa- tiale super-basse de 095 à 0,01 cycle/mm. 14) Un procédé de traitement d'une image radiographiojue selon la revendication 12 ou 13 caractéri- se en ce que le coefficient d'accentuation 3 est modifié en fonction du signal initial d'image Sorg,