FR 2522489 A1 19830909 FR 8222036 A 19821229 La présente invention concerne un appareil de diagnostic aux rayons X. Pour le diagnostic des maladies de l'articula- tion coxo-fémorale apparaissant souvent chez des enfants, ou de la scoliose chez des adolescents, les régions considérées du corps humain sont fréquemment soumises à des rayons X pour la radiographie Ces régions affectées sont relativement proches des glandes génitales L'exposition aux rayons X des glandes géni- tales est donc inévitable pendant l'opération de radiographie, ce qui risque de perturber leur fonction de reproduction Dans le but de réduire l'effet nuisible sur les glandes génitales, il est souhaitable que le dosage des rayons X soit aussi faible que possible Pour cette raison, l'appareil de rayons X est réalisé de manière émettre le dosage de rayonnement le plus faible possible, pouvant être enregistré sur un papier ou un film sensible de haute sensibilité la Fig 1 illustre schématiquement un exemple de ce genre d'appareil de diagnostic aux rayons X. Dans l'appareil de diagnostic aux rayons X représenté sur la Fig 1, des rayons X sont émis par un tube 1 et sont formés, par un diaphragme ou collimateur 2 en un faisceau de rayons X dont le diamètre est suffi- sant pour produire le champ d'irradiation voulu Le sujet 3 soumis au diagnostic est irradié avec le fais- ceau de rayons X Ce dernier ayant traversé le sujet 3 est reçu par un dispositif de radiographie 4 du type à faible dose Le dispositif de radiographie 4 transforme le faisceau de rayons X en des rayons lumineux visibles contenant les informations d'images, et l'amène à une intensité satisfaisante Une grille 5 destinée à aliminer la diffusion de rayons X est positionnée sur le devant ou sur le côté d'incidence des rayons X du dispositif radiographique 4 Les rayons X qui traversent la grille 5 rencontrent une plaque fluorescente 6 située sur le côté arrière de la grille 5, et sur laquelle les rayons X sont transformés en rayons lumineux visibles contenant les informations d'images Les rayons visibles provenant de la plaque fluorescente 6 passent par une lentille 7 et rencontrent un intensificateur d'image lumineuse 8 Les rayons visibles intensifiés sont ensuite projetés sur un film d'une caméra 10, sur la- quelle ils forment une image L'appareil de la Fig 1 comporte en outre un générateur de haute tension 11 produisant la haute tension du tube à rayons X 1 et une unité 12 de rayons X qui commande la tension du tube à rayons X, le courant dans le tube et le temps d'irradia- tion En fait, le film de la caméra 10 est un film de haute sensibilité (par exemple A S A 3 000) pour assurer la formation d'une image avec un faible dosage de rayons X. Tel qu'il a été décrit ci-dessus, l'appareil courant de diagnostic aux rayons X est agencé de manière à intensifier les rayons visibles et à les appliquer à un film En raison de cette disposition, le contraste de l'image visualisée est faible et elle contient des parasites (faible rapport signal-bruit) conduisant à un diagnostic peu satisfaisant. L'appareil de diagnostic aux rayons X représenté sur la Fig 1 est transporté dans un camion d'examen de groupe pour le dépistage de la scoliose par exemple La Fig 2 montre la disposition intérieure de ce camion. Dans le camion, la lettre A désigne l'appareil de radio- graphie En plus du diagnostic, le sujet est placé sur une table B comportant un repose-pieds dans une posi- tion donnée Le tube à rayons X 1 monté sur un rail D coulisse le long de ce rail jusqu'à une position Cl et émet des rayons X Le camion contient également une caméra symétrique E pour photographier la poitrine et un changeur de film F pour la radiographie directe Le tube à rayons X 1 coulisse le long du rail D et il est réglé dans l'une quelconque des positions Cl à C 3 pour la radiographie Le tube 1 peut également pivoter dans une direction horizontale dans chacune des positions Cl à C 3 Sur la figure, G désigne le siège du conducteur, H une portière et I une salle de déshabillage pour les sujets La référence numérique 11 désigne un générateur à haute tension qui comprend un transformateur à haute tension ll A et un condensateur à haute tension 11 B et la référence 12 désigne un dispositif de commande de rayons X Pour le diagnostic du sujet, il est néces- saire de connaître avec précision la courbure de sa colonne vertébrale A cet effet, la position dans laquelle est placé le sujet a une grande importance. Dans le cas d'utilisation d'un appareil courant de diagnostic aux rayons X, avant de radiographier la région considérée, l'opérateur passe dans la salle de radiographie o se trouve le sujet et le place dans une position optimale Il revient ensuite dans son local et commence l'opération de radiographie Cette opération est d'un mauvais rendement car elle nécessite une longue durée de préparation Pendant l'opération de radiogra- phie, l'opérateur se trouve dans la salle de commande et n 4 peut contrôler si la position du sujet est maintenue ou non telle que préalablement réglée Par conséquent, l'image rayons X prise de cette manière en utilisant un appareil courant de diagnostic aux rayons X est peu sûre pour permettre un diagnostic exact de la maladie. Un objet de l'invention est donc de proposer un -appareil de diagnostic aux rayons X qui permet d'obtenir une image claire, suffisante pour un diagnostic sûr avec une faible exposition aux rayons X. Un autre objet de l'invention est de proposer un appareil de diagnostic aux rayons X qui permet d'effec- tuer une opération de radiographie tout en contrôlant la position du sujet. L'appareil de diagnostic aux rayons X selon -l'invention comporte un tube à rayons X, un dispositif de conversion des rayons X transmis à travers ln sujet irradié avec des rayons X provenant du tube à rayons X en des rayons lumineux visibles, un dispositif d'inten- sification de ces rayons lumineux visibles, un dispo- sitif de détection d'une image que contiennent les rayons lumineux de sortie du dispositif d'intensifi- cation et de conversion de ces rayons en des signaux d'image, un dispositif de traitement d'image destiné à traiter les signaux de sortie du dispositif de détec- tion d'image pour intensifier l'image et pour addi- tionner ensemble les signaux d'image traitée d'au moins deux trames, un dispositif de visualisation du signal de sortie du dispositif du traitement d'image et un moniteur de temporisation du fonctionnement de l'appareil de diagnostic aux rayons X. L'invention concerne également un appareil de diagnostic aux rayons X qui comporte un tube à rayons X, un dispositif de conversion des rayons X transmis & travers un sujet irradié avec des rayons X provenant du tube à rayons X en des rayons lumineux visibles, un dispositif d'intensification de ces rayons lumineux visibles, un dispositif de détection d'une image que contiennent les rayons lumineux de sortie du dispositif d'intensification et de conversion de ces rayons en des signaux d'image, un dispositif de traitement d'image qui t traite les signaux de sortie du dispositif de détection d'image pour intensifier l'image et pour additionner ensemble les signaux d'image traités d'au moins deux trames, un dispositif de détection de la position du sujet produisant un signal d'image représentant cette position, un dispositif de combinaison du signal de sortie du dispositif de traitement d'image et du signal de sortie du dispositif de détection, un dispositif de visualisation qui visualise simultanément une image aux rayons X et une image de position sur la base du signal de sortie du dispositif de combinaison et un moniteur de temporisation du fonctionnement de l'appa- reil de diagnostic aux rayons X. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention seront mieux compris à la lecture de la description qui va suivre de plusieurs exemples de réalisation et en se référant aux dessins annexes sur lesquels: la Fig 1 est une représentation schématique d'un appareil courant de diagnostic aux rayons X, la Fig 2 illustre schématiquement la disposi- tion intérieure d'un camion d'examen transportant un appareil courant de diagnostic aux rayons X, la Fig 3 est un schéma simplifié d'un mode de réalisation d'un appareil de diagnostic selon l'inven- tion, les Figs 4 A à 4 C sont des formes d'onde de signaux aux parties avant de l'appareil de diagnostic aux rayons X de la Fig 3, la Fig 5 montre la relation entre la lumino- sité et le dosage des rayons X d'un écran fluorescent utilisé dans l'appareil de la Fig 3, la Fig 6 est une courbe illustrant la rela- tion entre la luminance d'écran et la luminance de photocathode d'un intensificateur d'image lumineuse utilisé dans l'appareil de la Fig 3, la Fig 7 illustre schématiquement le prin- cipe d'une lentille convexe simple, la Fig 8 illustre schématiquement le prin- cipz d'une combinaison de deux lentilles, la Fig 9 est un schéma simplifié d'un autre mode de réalisation d'un appareil de diagnostic aux rayons X selon l'invention, les Figs 10 A à 10 D représentent des formes d'onde de signaux aux parties avant de l'appareil de diagnostic aux rayons X de la Fig 9, les Figs l A et 11 B illustrent schématique- ment un autre mode de réalisation d'un appareil de diag- nostic aux rayons X avec une caméra de télévision pour observer la position du sujet, selon l'invention, la Fig 12 est un schéma simplifié d'un moniteur utilisé dans l'appareil de diagnostic aux rayons X des Figs l A et ll B, la Fig 13 est un schéma simplifié d'un moni- teur utilisé dans l'appareil de diagnostic aux rayons X des Figs l IA et 11 H, les Figs 14 A à 14 L représentent des formes d'onde de signaux dans différentes parties de l'appa- reil de la Fig 13, et la Fig 15 illustre les états de chevauchement de la plaque fluorescente avec une zone d'image sur une surface de cible d'un capteur d'image. La Fig 3 est donc une représentation simpli- fiée d'un mode de réalisation d'un appareil de diagnostic aux rayons X selon l'invention Les formes d'onde de signaux aux parties avant de l'appareil de diagnostic aux rayons X sont représentées sur les Figs 4 A à 4 C. Dans l'appareil de diagnostic aux rayons X de la Fig 3, des rayons X émis par le tube à rayons X 1 sont réglés, par un diaphragme ou collimateur 2 en un faisceau de rayons X dont le diamètre convient pour irradier seulement la région voulue Le faisceau de rayons X irradie une région prédéterminée d'un sujet 3 à diagnostiquer Les rayons X transmis à travers le sujet 3 sont reçus par un dispositif de radiographie 14 situé sur le côté arrière du sujet 3 Le dispositif de radiographie 14 transforme le faisceau de rayons X en rayons de lumière visible contenant les informations d'image, et il est ensuite intensifié jusqu'à une inten- sité satisfaisante de la lumière Une grille 5 destinée à éliminer la diffusion de rayons X est située en avant (ou sur le côté incident des rayons X) du dispositif radiographique 14 Les rayons X qui traversent la grille 5 rencontrent une plaque fluorescente 6 dispo- sée sur le côté arrière de la grille 5 Sous l'effet de la plaque fluorescente 6, les rayons X sont transfor- més en des rayons visibles de lumière contenant les informations de limage du sujet Les rayons visibles provenant de la plaque fluorescente 6 passent par une lentille 7 et sont appliqués à un intensificateur d'image lumineuse 8 Les rayons visibles intensifiés sont dirigés vers un détecteur d'image 21, comme un tube détecteur pour une caméra de télévision, par des len- tilles groupées 20 Le détecteur d'image 21 convertit l'image de lumière visible en un signal d'image Le détecteur d'image 21 comporte également une unité de commande de caméra (CCU) 22 pour en commander le fonc- tionnement Le signal d'image est appliqué par le détecteur 21 à une unité 23 de traitement d'image par l'unité de commande 22 L'unité de traitement d'image 23 traite les signaux d'image provenant du détecteur d'image 21 L'unité de traitement 23, réalisée selon les techni- ques récentes de traitement numérique de l'image remplit différentes fonctions pour le traitement des signaux d'image, telles que l'intégration, l'addition, le calcul de moyenne, la conversion "y", l'intensification d'image, y compris le partage de niveau, la fourchette de niveau de gris, l'accentuation de niveau de luminosité intermé- diaire, l'amélioration de configuration, etc L'unité de traitement 23 comporte un convertisseur analogique-numé- rique 24 qui convertit un signal analogique d'image provenant du détecteur d'image 21 en un signal numérique correspondant, un processeur numérique 25 qui traite le signal numérique de sortie du convertisseur 24, une mémoire numérique 26 qui mémorise des données et des programmes et un convertisseur numérique-analogique 27 qui convertit le signal de sortie du processeur numérique 25 en un signal analogique. Un générateur 11 produit une haute tension pour alimenter le tube à rayons X 1 afin qu'il émette des rayons X Un moniteur de rayons X 12 contrôle le fonctionnement du générateur à haute tension 11. Un moniteur de temporisation 28 commande la temporisation de la radiographie aux rayons X et le traitement des signaux d'image par l'unité de traite- ment 23 Un écran de contrôle 29 est un dispositif de visualisation d'une image produite à partir du signal d'image délivré à partir de l'unité de traitement d'image 23. En pratique, le moniteur de rayons X 12 fonc- tionne à la commande du moniteur de temporisation 28. A la commande du moniteur de tube 12, le générateur à haute tension Il délivre la tension et le courant réglés par ce moniteur 12 au tube à rayons X 1 pendant une période donnée Le tube rayons X 1 émet des rayons X pendant un temps donné T, comme le montre la Fig 4 A Les rayons X émis sont mis en faisceau par le diaphragme 2, sous forme d'un faisceau de rayons X dont le diamètre est suffisamment grand pour exposer la région voulue Le sujet 3 est alors irradié avec le faisceau Lez rayons X transmis à travers le sujet 3 pénètrent dans le dispositif de radiographie 14 à faible dosage Les rayons X transmis traversent la grille 5 dans laquelle les rayons diffusés sont éliminés Les rayons X qui traversent la grille 5 sont appliqués à la plaque fluorescente 6 par laquelle ils sont convertis en des rayons lumineux visibles Les rayons lumineux convertis forment une image sur la surface d'entrée de l'intensificateur d'image 8 à travers l'objectif 7. L'intensificateur d'image 8 intensifie les rayons d'image et les applique A la surface de sortie Les rayon s d'image visibles de sortie sont transmis au détecteur d'image 21 par la double lentille 20 Le détecteur d'image 21 reçoit l'image que contiennnent les rayons d'image visible, et la convertit en un signal d'image. A la commande de l'unité de commande 22, le détecteur d'image 21 émet des signaux d'image de façon séquen- tielle après l'émission de rayons X, ces signaux étant appliqués à l'unité 23 de traitement d'image. Sur la Fig 4 B, les lettres A à F indiquent des images ou des trames des signaux d'image produits séquen- tiellement après l'émission des rayons X La hauteur de la trame indique le niveau des données d'image Immédia- tement après l'émission de rayons X, l'accumulation des données d'image (quantité des rayons X transmis) est faible Par conséquent, le niveau du signal d'image dans une première trame A est petit Au moment d'obtenir une seconde trame, l'accumulation des données d'image augmente et le niveau du signal est plus grand à ce moment qu'à l'obtention de la première trame A ce moment, le niveau du signal d'image n'est pas encore entré dans une phase stationnaire Au moment de l'arrivée d'une troisième trame, le temps d'accumulation est suffi- samment long et une quantité suffisante de données d'image est accumulée Le niveau du signalest plus grand que 4 ans la seconde trame B Le niveau dans la troisième trame C est maintenant dans la phase stationnaire Le niveau du signal dans les trames suivantes (c'est-à-dire la 4 ème, la 5 ème, la 6 ème, etc) sont maintenues en phase stationnaire A la fin de la période d'émission des rayons X, le signal d'image de sortie disparatt Au cours du processus d'intensification d'image, les signaux d'image sont appliqués séquentiellement au convertisseur analogique-numr-ique 24 de l'unité de traitement 23, puis au processeur numérique 25 et sont finalement mémoris s dans la mémoire numérique 26 La mémorisation des signaux d'liage dans un état stable indique la fin du processus d'intensification d'image Le traitement du signal d'image par l'unité de traitement 23 comprend l'addition des signaux d'image, etc ainsi que le processus d'intensifi- cation de l'image Les données d'image traitées mémorisées dans la mémoire numérique 26 sont lues séquentiellement à la-coxmande du moniteur de temporisation 28, sont converties en un signal analogique par le convertisseur numérique-analogique 27 et appliquées finalement a l'écran de contrôle 29 pour étre visualisées Les données yisualisaez sont faciles à examiner car elles ont été soumaises au processus d'intensification de l'image. L'image visualisée sur l'écran de contrôle 29 peut être conservée sous la forme d'une copie papier, par impression âur un film avec une caméra a format multiple (comme celles utilisées dans esanalyseurs rayons cathodiques ou dans le domaine médical nuclé- aire) ou en la prenant directement avec une caméra sur l'écran de contrôle 29. L'addition des signaux d'image qui est effec- tuée dans l'unité 23 de traitement d'timage ou le proces- seur numérique 25 et la mémoire numérique 26 a pour objet d'obtenir une image nette sous irradiation par les rayons X à faible dosage utilisés Plus particulièrement, cela se fait pour obtenir une image plus nette sur la base du signal d'image avec un niveau au-dessous du niveau standard de 1,0 Vp-p (signal d'image 0,7 V et niveau de synchronisation a,3 V) Le traitement par addition est illustré en utilisant un exemple dclans lequel 20 trames de signaux d''%age au 1/20 du niveau d'un signal stan- dard sont additionnées ensemble. 1 l sera supposé que la maladie & diagnostiquer est une scoliose Pour ce diagnostic, une plaque fluo- rescente aux terres rares, comme la plaque 6 a pour dimension 500 = de longueur et 400 mm de largeur, et une caractéristique de lu Minosité en fonction du dosage des rayons X illustrée par la Fig 5 La lentille 7 est représentée par fi (distance focale) de 40 mm et f 1 nombre F) = 0,75 L'intensificateur d'image 8 qui est très petit remplit une fonction de multiplication élevée des électrons Secondairea et il est conçu sur la base d'une plaque & micro-canal par exemple pour sa remar- quable intensification de la lumière incidente faible. Le diamètre de l'intensificateur d'image 8 est 20 mm à la face d'entrée et 30 mm à la face de sortie La caractéristique de luminance est la même que celle représentée sur la Fig 6 Les lentilles en cascade comprennent une lentille d'entrée 20 a plus proche de - l'intens ficateur d'image 8 et une lentille de sortie 20 b plus proche du détecteur d'image 21 La lentille d'entrée 2 Qa se caractérise par f 2 = 95 mm et F 2 = 0,95, et la lentille de sortie 20 h par f 3 = 33 mm et F 3 = 0,75. Une iiage est formée avec un diamètre d'environ 10 mm sur la surface de formation d'image du détecteur d'image 21 La luminance de sortie de l'intensificateur d'image 8 est B 2 (Cd/m 2). Dans ces cornditions, le degré de divergence du flux lumineux de l'intensificateur d'image 8, désigné par R 2 est donné par: 2 Q " R 2 = X 2 (lumen/m 2)) Un grossitasement total 2 dans le système de lentilles 20 est: " 2 m 33/95 La luminosité effective F 2 ' est: F 2 3 33 = 2,159. ( 0,7)- L'éclairement E d'une image A' dans des len- tilles en cascade comprenant des lentilles L 1 et L 2 comme le montre la Fig 8 s'exprime par: RT ( 4 F 2 + 1)m 2 o T et m sont respectivement la transmissivité et le grossissement du système de lentilles De plus, m = f 2/fl et F est la luminosité effective, R est le degré de diver- gence du flux lumineux d'un objet radiographié A fl et f 2 sont les foyers des lentilles L 1 et L 2 respectivement. L'arrangement des équations ( 1) et ( 2) en supposant T 2 = 0,8 donne la luminosité sur la surface d'imaqe du détecteur 21 donnée par: R 2 T 2 E 2 { 4 (F ') +l}m)2 e B 2 x 0,8. 2 33 { 4 ( 2,159) +lx()2 = 1,06 B 2 rayons lumineux incidant sur le détecteur d'image 21. Dans le cas d'un tube vidicon de 25 mm par exemple, la luminosité des rayons lumineux incidents nécessaire pour un courant de sortie standard de 0,2 p A est 120 lux, comme l'indique la caractéristique générale de conversion photo-électrique. La caractéristique de sortie de l'intensifica- teur d'image lumineuse 8 est généralement une caractéris- tique P-20 avec une crête au voisinage de la longueur d'onde de 550 nm Sa caractéristique de sensibilité spec- trale ressemble beaucoup à celle des tubes vidicon Les caractéristiques de sensibilité spectrale des tubes vidicon et chalnicon sont liées dans le rapport 3: 1. Le tube chalnicon de 25 mm a une sensibilité environ trois fois celle du tube vidicon de même dimension. Si le tube chalnicon de 25 mm est utilisé pour le détec- teur d'image 21, la luminosité de la lumière incidente nécessaire pour obtenir un courant de sortie de 0,2 p A est = 40 (lux) ( 4) Il sera supposé que le courant de sortie d'image standard Vs d'un détecteur d'image comprenant le détecteur 21 et l'unité de commande 22 est 1,0 Vp-p sont additionnés ensemble, la luminance incidente néces- saire pour la surface d'incidence de lumière du détecteur 21 peut être obtenue en divisant 40 lux de l'équation ( 4) par le nombre de trames 20: /20 = 2 (lux) ( 5) Le temps d'émission nécessaire pour additionner 20 trames de signaux d'image, si le temps de rayonnement X d'une trame est 16,7 msec est: 16,7 msec x 20 = 334 (ms) Les équations ( 3) et ( 5) donnent: 1,06 B 2 = 2 B 2 1,887 (Cd/m) ( 6) Dans le cas o l'intensificateur d'image 8 a une caractéristique générale de luminance en fonction de l'éclairement indiqué par le trait plein sur la Fig 8, l'éclairement incident des rayons X, si B 2 (degré de diver- gence du flux lumineux) = 1,887 (Cd/m), est 0,6 d'entrée de l'intensificateur d'image 8. Le principe de la lentilie 7 pour conduire les rayons lumineux provenant de la plaque fluorescente 6 est illustré par la Fig 7 Selon la Fig 7, l'éclairement de l'image A' est: RT E = 4 F ( 8) 4 F (m+l) o R est le degré de divergence du flux lumineux de l'objet A, L la transmissibilité de la lentille L 3 et F la lumino- sité de la lentille L 3. Si l'on suppose que Bl (Cd/m 2) est la luminance de sortie de la plaque fluorescente 6, R 1 le degré de divergence du flux lumineux, E 1 la luminosité de la lumière incidente sur l'intensificateur 8, T 1 la transmissivité de la lentille donnée par l'équation ( 8), on obtient: R 1 x T 1 E 1 2 2 4 F 1 (ml+l) R 1 = Bl (lumen/m 2) Si T 1 = 0,8, F 1 = 0,75 et 1 Bl m 1 = 20/500 w B 1 x 0,8 E 1 = 20 4 x 0, 752 (O + 1) = 1,033 81 (lux) = 1033 81 (mlux) ( 9) Les équations ( 7) et ( 9) donnent ensemble 1033 81 = 0,6 par conséquent B 1 = 0,00058 (Cd/m 2) = 0,00058 x 0,292 ft-L = 0,000169 (ft-L) ( 10) Un dosage de rayons X incidents nécessaire pour obtenir la luminance B 1 = 0,000169 (ft-L) est 1,8 m R/min d'après la caractéristique de la Fig 5 Le dosage de rayons X pour la radiographie (dosage radiographique) est 1,8 (m R)/60 x 0,334 = 0,01002 (m R) = 10,02 (VR). Comme le montrent les calculs ci-dessus, dans l'appareil de diagnostic aux rayons X utilisant une combinaison d'un système de radiographie direct et un film standard, le dosage de rayons X incident nécessaire est supposé être environ 1,000 (PR/trame). Pour obtenir ce résultat, seulement 10 (i R/trame) suffisent si les signaux d'image sont additionnés Cela indique que le dosage de rayons X nécessaire peut être réduit de 99 %. Un autre mode de réalisation d'un appareil de diagnostic aux rayons X selon l'invention sera maintenant décrit en regard de la Fig 9 Comme cela a déjà été indiqué, le mode de réalisation de la Fig 3 compense le niveau insuffisant du signal d'image en en additionnant plusieurs Le mode de réalisation de la Fig 9 est agencé pour que pendant l'émission des rayons X, le détecteur d'image 21 soit bloqué pour interrompre l'analyse des signaux d'image et, après la fin de l'émission de rayons X, l'analyse du signal d'image commence Le présent mode de réalisation est agencé pour donner une imaqe plus claire sur l'écran de contrôle La disposition des circuits de ce mode de réalisation est la même que celle de la Fig 3 à l'exception près qu'une ligne de commande relie le moniteur de temporisation 28 et le détecteur d'image 21. Dans le présent mode de réalisation, le moni- teur de temporisation 28 commande la temporisation d'émission de rayons X et du blocage du détecteur d'image 21 Comme le montrent les Fig 10 A et O l B, pendant au moins la période T (Fig 10 A) d'émission de rayons X, le moniteur de temporisation 28 bloque le détecteur d'image 21 pour interrompre l'analyse du signal d'image (Fig O l B). Pendant cette période, les données d'image sont mémorisées. A la fin de l'émission de rayons X, le moniteur de tempo- risation 28 libère le détecteur d'image 21 de son état bloqué Le détecteur d'image 21 analyse les données d'image mémorisées soua la forme de signaux d'image en synchro- nisme avec la vitesse de balayage de l'unité de commande de camera 22. Si le détecteur d'image 21 est un tube analyseur d'image, les signaux d'image sont analysés de manière que l'image d'un objet soit formée sur la surface de l'écran d'entrée pour fox=er une image latente électrique, et l'image latente est analysée par un faisceau d'électrons. Dans les signaux d'image ainsi obtenus, le niveau du signal de la première trame A est le plus élevé et les niveaux des signaux des trames suivantes B, C, D, sont réduits pas a pas, dans cet ordre Dans la première trame A, une grande quantité de charge emmagasinée est laissée et le niveau du signal d'image est élevé Avec l'accroissement des lectures de la charge emmagasinée, la charge résiduelle diminue Le niveau du signal d'image devient progressive- ment faible dans les trames successives B, C, D, Les signaux d'image sont soumis à un traitement d'image dans l'unité de traitement 23 et sont mémorisés dans la mémoire numérique 26 Les données d'image mémorisées sont lues séquentiellement et sont converties en un signal analogique par le convertisseur numérique-analogique 27. Le signal analogique est alors appliqué à l'écran de contrôle 29 pour êtrevisualisé La Fig l OD montre les données après la conversion numérique-analogique. Comme cela a été expliqué ci-dessus, le mode de réalisation de la Fig 9 bloque le détecteur d'image 21 pour interrompre son opération d'analyse d'image pendant la période d'émission des rayons X Quand l'émission des rayons X est terminée, il libère le détecteur d'image 21 de son état bloqué pour permettre le démarrage de son opération d'analyse d'image Avec cette disposition, une quantité suffisante de charge du signal peut être emmaga- sinée môme avec une luminosité incidente faible pour obtenir des signaux d'image & des niveaux suffisants Ce mode de réalisation permet de lire les signaux d'image plus efficacement que celui de la Fig 3 Cela indique que le temps de radiographie est plus court et que le dosage de rayons X nécessaire pour une radiographie satisfaisante est plus faible. Dans les appareils de diagnostic aux rayons X représentés sur les Fig 3 et 9, les rayons X sont conver- tis par la plaque fluorescente 6 en des rayons lumineux visibles contenant les informations d'image L'imaqe visible est ensuite intensifiée par l'intensificateur d'image 8 Le détecteur d'image 21 analyse l'image à partir des rayons visibles L'appareil comporte en outre un dispo- sitif pour intensifier les signaux d'image représentant l'image en traitant lessignaux d'image Les signaux d'image ainsi traités sont visualisés Par conséquent, l'image visualisée est suffisamment claire pour permettre un diagnostic satisfaisant Les, signaux d'image ainsi traités dans les trames sont additionnés ensemble De plus, l'opération d'analyse d'image est effectuée quand une quantité suffisante de charge de signaux est emma- gasinée Par conséquent, les signaux d'image obtenus ont des niveaux élevés même si un faible dosage de rayons X est émis pendant une courte période Cela permet à l'appareil de diagnostic aux rayons X de fonctionner avec un plus faible dosage de rayons X. Les Fig l A et ll B illustrent un autre mode de réalisation d'un appareil de diagnostic aux rayons X selon l'invention La Fig 1 l A est une vue de côté de l'appareil de diagnostic lorsqu'un malade, comme sujet à diagnostic, est placé dans l'appareil La Fig 11 B est une vue de face de cet appareil. Comme le montrent les& figures, l'appareil de diagnostic aux rayons X comporte une seconde caméra de télévision 30 pour contrôler la position du malade 3, en plus des dispositifs de radiographie 14 qui comprend une première caméra de télévision Laposition du malade, avec la partie considérée de son corps, est visualisée sur l'écran à miroir Un filtre en coin 31 en aluminium par exemple, destiné à régler la distribution d'inten- sité des, rayons X est monté sur le côté de sortie du diaphragme 2 Sur les figures, la référence numérique 32 désigne une lentille pour la seconde caméra 30 et la référence 33 désigne un tube à rayons cathodiques que contient le dispositif de radiographie 14 La référence 34 désigne un support pour le tube à rayons X 1 qui est monté coulissant sur le rail D, représenté par exemple sur la Fig 2 A l'avant de la plaque fluorescente 6 se trouve un tableau à grille aux rayons X 35 donnant un critère de jugement sur la courbure de la colonne verté- * 35 brale Une plaque 36 de verre au plomb est située à l'arrière de la plaque fluorescente 6 Un miroir réfl 6- chissant 37 destiné à dévier les rayons lumineux inci- dents provenant de la plaque fluorescente 6 est prévu dans le dispositif de radiographie 14 La référence numérique 38 désigne une section de caméra de télévi- sion et 39 une table sur laquelle le sujet est placé. La table 39 peut coulisser vers le haut et le bas Les mômes références numériques sont utilisées pour désigner des parties semblables à celles des Figs 3 et 9. La Fig 12 montre la disposition d'un dispo- sitif de commande utilisé dans le mode de réalisation des Fig 11 A et ll B. Une unité 40 de commande de caméra, prévue avec l'unité 23 de traitement d'image, reçoit des signaux d'image de la région considérée provenant du détecteur d'image 21 et des signaux d'image représentant la position du sujet, provenant de la seconde caméra 30. Un moniteur d'ensemble 41, comprenant un oscillateur à cristal, un diyiseur de fréquence, etc fournit des signaux de commande de temporisation à un moniteur de rayons X 12, à-l'unité de commande de caméra 40 et à une imprimante 42 L'unité de commande 40 fournit des signaux de commande à un tube à rayons cathodiques 33 et à une seconde ca"éra de télévision 30 pour le contrôle de posi- tion Les signaux d'image traités par l'unité de commande sont émis vers l'imprimante 42. La disposition de l'unité de commande de caméra et son fonctionnement seront maintenant décrits en regard des Fi g 13, 14 A à 14 L Comme le montre la Fig 13, l'unité de commande 40 comporte une unité 23 de traitement d'image qui reçoit le signal d'image de sortie du détecteur d'image 21, une porte 51 pour aiguiller le signal de sorr- tie de l'unité de traitement 23, une porte 53 pour aiguiller le signal de sortie provenant de la seconde caméra de télévision 30 et un mélangeur 52 pour mélanger les signaux de sortie des portes 51 et 53 L'unité de commande 40 comporte en outre un mélangeur 55 pour mélan- ger les impulsions de synchronisation provenant d'un générateur de synchronisation 54 et le signal de sortie du mélangeur 52, un écran de contrôle 33 pour visualiser une image donnée par le signal de sortie du mélangeur 55 et une unité logique qui reçoit les impulsions de synchro- nisation du générateur 54 et qui transfert les signaux de commande de temporisation aux portes 51 et 53, au mélan- geur 52 et au générateur 54 Les impulsions de sortie du générateur de synchronisation 54 sont appliquées comme des impulsions de synchronisation horizontales (impul- sions H) et des impulsions de synchronisation verticales (impulsions V) aux caméras de télévision Le signal d'image du mélangeur 55 est appliqué à l'écran de contrôle 33. En fonctionnement, les signaux d'image d'une trame (Fig 14 B) sont obtenus a partir d'une image de la région considérée PA (Fig 14 A) analysée par le détecteur d'image 21 du dispositif de radiographie 38 Ensuite, les signaux d'image sont retardés d'un temps donné t 1 par l'unité logique 56 Les signaux d'image d'une trame (Fig 14 D) sont obtenus d'une image de position PB (Fig 14 C) donnée par la seconde camera de télévision 30. Les parties moyennes (Figs ú 4 F et 14 H) des signaux d'image, chacun d'une trame (Figs 14 B et 14 D) sont extraites respectivement de ces signaux d'image par les portes 51 et 53 Ces portes reçoivent a leurs entrées de commande des siqnaux PG-A (Fig 14 E) et PG-B (Fig 14 G) avec des temporisations différentes provenant de l'unité logique 56 Les signaux d'image extraits sont mélanges par le mélangeur 52 (Fig 14 I) Le signal d'image mélangé est à nouveau mélangé avec le signal de synchro- nisation (Fig 14 J) retardé d'un temps t 2 par rapport au signal de synchronisation pour obtenir l'image PA dans le mélangeur 55 Ce dernier produit le signal ainsi mélangé comme un signal composite PA-PB (Fig 14 K) Le signal composite est appliqué à l'écran de contrôle de télévision 33 qui à son tour visualise les images PA' et PB' produites sur son écran par le signal composite De cette manière, deux images différentes PA' et PB' sont visualisées simultanément sur l'écran de contrôle de télévision 33. Le fonctionnement global du présent mode de réalisation sera maintenant décrit. L'opérateur demande au sujet 3 de monter sur le tabouret 39 Ensuite, il règle verticalement ce tabouret au moyen d'un dispositif de réglage (non repré- senté) pour positionner la région considérée du sujet sur l'axe d'un faisceau de rayons X A ce moment, il règle également la position et l'attitude du sujet dans l'état optimal pour le diagnostic Après ce travail préparatoire au diagnostic, l'opérateur pénètre dans la salle de commande des rayons X et contrôle l'image de position du sujet sur l'écran de contrôle Comme cela a été expliqué ci-dessus, l'image de position est donnée par la seconde caméra de télévision et l'écran de contrôle se trouve dans le dispositif de radiographie * 14 Si la position du sujet n'est pas correcte, l'opéra- teur lui demande de reprendre la position optimale, tout en surveillant l'image de la position Après s'être assuré que le sujet est en position optimale, l'opéra- teur commence à radiographier la région considérée. L'opération de radiographie peut être effectuée dans le mode de traitement voulu si le format et le niveau de l'unité 23 de traitement d'image ont été réglés correc- tement par le moniteur d'ensemble 41 A la manoeuvre du bouton de démarrage (non représenté) la tension et le courant voulus sont appliqués par le générateur de haute tension 11 au tube à rayons X 1 à la commande du moni- teur de tube 12 Ensuite, des rayons X sont émis vers le sujet 3 En raison de l'irradiation par les rayons X, l'ecran de contrôle fait apparaître l'image de la région considérée du sujet sur son écran A ce moment, l'image de rayons X PA et la première caméra de télévision 38 et l'image de position PB de la seconde caméra de télévi- sion sont visualisées simultanément côte à côte, comme mentionné cidessus L'image de rayons X PA est claire et facile à observer, même si des rayons X à faible dosa- ge sont utilisés car les signaux d'image produisant cette image sont traités de façon unique par l'unité de traite- ment 23 L'image de rayons X peut aussi être conservée comme un tirage sur papier en utilisant l'imprimante. La radiographie prise par cet appareil est donc sure pour le diagnostic La visualisation simultanée de l'image aux rayons X et de l'image de position, si elle est conservée sous la forme d'un tirage sur papier, rend le diagnostic encore plus stûr car un médecin peut ensuite observer ces images et les comparer Cela est particulièrement efficace pour le diagnostic de la scoliose, car cette maladie impose généralement plusieurs années de traitement Seules les composantes des signaux dans les parties médianes des signaux d'image (Figs 14 C et 14 A) tels qu'ils sont analysés par les deux caméras de télé- vision, sont extraites et utilisées pour la formation d'image sur l'écran de contrôle Par conséquent, il peut y avoir une certaine dégradation de la qualité des images formées Mais l'appareil de diagnostic aux rayons X utili- sant la plaque fluorescente 6 selon l'invention est exempt de ces problèmes La raison pour cela apparaît en regard de la Fig 15 Cette figure montre la relation entre une surface d'image projetée sur la face d'écran du détecteur d'image dans la première caméra de télévision 38 (corres- pondant a une surface effective de l'intensificateur d'image 8 et une surface effective de la plaque fluores- cente 6) Les signaux d'image présents dans la surface superposée 6 A sont hachurés comme composantes essentielles du signal, mais les signaux dans le reste de la surface ne sont pas essentiels pour la formation d'image La largeur de la région essentielle 6 A est déterminée par la plaque fluorescente 6 La plaque 6 a une forme rectangulaire pour radiographier la colonne vertébrale d'un corps humain. La plaque 6 pour des adolescents a une longueur de 500 mm et une largeur de 400 mm à la face d'entrée Le diamètre de la région d'image 8 ' sur la face du détecteur d'image 21 est généralement plus grand que la largeur de la pla- que fluorescente 6 Par conséquent, les surfaces laté- rales de la surface d'image d' ne sont pas superposées sur la plaque 6 Pour la radiographie de la colonne vertébrale, les deux côtés de cette dernière sont fréquemment en dehors de la surface de radiographie pour éviter l'irradiation des glandes génitales Pour cette raison, les deux surfaces latérales 8 A de la surface 8 ' de la face de formation d'image sont inutiles La suppression des signaux d'image correspondant à ces surfaces 8 A n'affecte donc en rien la qualité d'image. Il apparaît ainsi que l'appareil de diagnostic aux rayons X selon l'invention utilise un dispositif unique d'intensification d'image avant l'étage de contrôle Cette caractéristique assure une image beau- coup plus claire pour une irradiation aux rayons X à faible dosage A l'aide de la caméra de télévision pour examiner la position du sujet, l'opérateur peut radio- graphier exactement la région considérée d'un corps humain Cela peut améliorer beaucoup le diagnostic posé par un médecin. Bien entendu, diverses modifications peuvent être apportées par l'homme de l'art aux modes de réalisa- tion décrits et illustrés à titre d'exemples nullement limitatifs sans sortir du cadre de l'invention. REVENDICATIONS 1 Appareil de diagnostic aux rayons X, compre- nant un tube a rayons X, un dispositif pour convertir les rayons X transmis à travers un objet irradié avec des rayons X provenant dudit tube a rayons X en des rayons lumineux visibles et un dispositif pour détecter une image produite par ledit dispositif d'intensification, caracté- risé en ce que ledit dispositif de détection d'image ( 10) est un dispositif ( 21) de détection de l'image produite par ledit dispositif d'intensification ( 8) et le conver- tissant en un signal d'image, et en ce qu'il comporte un dispositif de traitement d'image ( 23) destiné à traiter lessignaux de sortie dudit dispositif ( 21) de détection d'image pour intensifier l'image et pour additionner ensemble les signaux d'image traitée d'au moins deux trames, un dispositif de visualisation ( 29) destiné à visualiser le signal de sortie dudit dispositif ( 23) de traitement d'image et un moniteur de temporisation ( 28) pour temporiser le fonctionnement dudit appareil de diagnostic aux rayons X. 2 Appareil selon la revendication 1, caracté- risé en ce que ledit moniteur de temporisation ( 28) interrompt l'analyse des siqnaux d'image et mémorise une image d'entrée pendant l'émission dudit tube à rayons X 1. 3 Appareil selon la revendication 1, caracté- risé en ce que ledit dispositif ( 23) de traitement d'image comporte un convertisseur analogique-numérique ( 24) qui convertit les signaux d'image de sortie dudit dispositif de détection d'image ( 21) en un signal numérique, un processeur numérique ( 25) pour traiter les signaux d'image numériques provenant dudit convertisseur ( 24) afin d'inten- sifier l'image et d'additionner ensemble les signaux d'image traitée d'au moins deux trames, une mémoire numérique 26 pour mémoriser les signaux d'image dudit processeur numérique et un convertisseur numérique-analo- gique ( 27) pour convertir les signaux d'image dudit processeur numérique ( 25) en un signal analogique. 4 Appareil selon la revendication 1, carac- térisé en ce qu'il comporte en outre un dispositif ( 30) pour analyser la position de l'objet et produire un signal d'image représentant la position et un dispositif ( 40) pour combiner le signal de sortie dudit dispositif ( 23) detraitement d'image et le signal de sortie dudit dispositif d'analyse ( 30), ledit dispositif de visuali- sation ( 29) affichant simultanément l'image de rayons X et une image de position sur la base du signal de sortie dudit dispositif de combinaison ( 40). Appareil selon la revendication 4, carac- térisé en ce que ledit dispositif de combinaison ( 40) comporte un dispositif ( 51), ( 53), ( 55) pour extraire les composantes essentielles des signaux d'image produits par ledit dispositif ( 23) de traitement d'image et ledit second dispositif t 30) d'analyse d'lmage, un mélangeur ( 52), ( 54), ( 55) pour différencier les unes des autres les temporisations des composantes essen- tielles extraites des signaux d'image et pour les mélanger. 6 Appareil selon la revendication 5, carac- térisé en ce que ledit dispositif dextraction ( 51), ( 53), ( 56) comporte une première porte pour aiguiller les signaux d'image provenant dudit dispositif ( 23) de traitement d'image, une seconde porte ( 53) pour aiguiller les signaux d'image dudit second dispositif d'analyse d'image ( 30), un premier mélangeur ( 52) pour mélanger úes signaux de sortie de ladite première porte ( 51) et de ladite seconde porte ( 52), une unite logique ( 56) pour commander lesdites première et seconde portes l 51), ( 52), un circuit ( 54) générateur d'impulsions de synchronisa- tion d'ensemble et un second melangeur ( 55) pour mélanger les impulsions de sortie dudit circuit générateur d'implusions ( 54) avec le signal de sortie duait premier mélangeur ( 52) et pour émettre le signal mélangé vers ledit dispositif de visualisation ( 29). 7 Appareil selon la revendication 4, carac térisé en ce que ledit second dispositif ( 30) d'analyse d'image comporte une caméra de télévision.