FR 2713080 A1 19950609 FR 9414103 A 19941124 Appareil d'imagerie radiologique et détecteur de production de rayons X pour l'actionnement de celui-ci. La présente invention porte sur un détecteur de production de rayons X qui détecte la production de rayons X par un groupe radiogène et émet un signal de pose, et sur un appareil d'imagerie radiologique qui détecte sous la forme d'un signal électrique une image radiologique relative à une région intrabuccale ou analogue d'un sujet, pour que cette image soit présentée sur un tube à rayons cathodiques ou un dispositif analogue. Classiquement, pour l'obtention d'une image radiologique d'une région intrabuccale, est très employé un procédé avec film dans lequel un support d'enregistrement photosensible, tel que film à couche de sel d'argent, est exposé à une image radiologique et cette image est ensuite développée et fixée. Ce procédé pose cependant certains problèmes: 1) il faut attendre environ deux minutes ou plus entre la radiographie et l'observation de l'image radiologique, 2) le développement et le fixage nécessitent un appareil de développement et des solutions de traitement, 3) la sensibilité aux rayons X d'un sel d'argent est limitée, de sorte qu'il faut une dose de rayons X de niveau déterminé pour obtenir une densité d'image désirée, et 4) il est impossible de corriger une image après qu'elle a été fixée. Pour résoudre ces problèmes, il est proposé un appareil d'imagerie radiologique dans lequel une image radiologique est convertie en un signal électrique au moyen d'un dispositif imageur tel que CCD (dispositif à transfert de charges) et est ensuite présentée sur un tube à rayons cathodiques ou un dispositif analogue. Cet appareil d'imagerie radiologique emploie un procédé dit sans film qui n'utilise pas de support d'enregistrement photosensible tel que film à couche de sel d'argent et a les caractéristiques suivantes: 1) une image radiologique peut être observée en temps réel après la pose, 2) un appareil de développement et des solutions de traitement sont inutiles, 3) la caractéristique de sensibilité aux rayons X du dispositif imageur est rectiligne, de sorte que la 2 2713080 dose de rayons X peut être réduite, et 4) une image radiologique détectée peut être soumise à divers traitements et facilement copiée ou mise en mémoire. Dans le procédé avec film classique, au moment de la mise d'un film radiographique dans la cavité buccale d'un patient, la préparation à la pose est achevée de façon que la pose puisse être faite à un moment quelconque après cela. D'autre part, dans un appareil d'imagerie radiologique, une opération de lecture au repos, dans laquelle les charges (charges dues à l'incidence de photons de rayons X, charges dues à l'excitation thermique, etc.) accumulées dans la partie photoréceptrice du dispositif imageur sont lues périodiquement, est exécutée pour réduire le niveau de courant d'obscurité du dispositif imageur. Par conséquent, lorsqu'une pose est exécutée pendant cette opération, il n'est pas possible d'obtenir une image radiologique parfaite. En outre, dans une période o le dispositif de traitement d'image exécute un traitement déterminé d'une image radiologique obtenue lors de la pose précédente ou un autre traitement, même lorsqu'une autre pose est nouvellement exécutée sur le dispositif imageur, le dispositif de traitement d'image ne peut pas saisir un signal dans le dispositif imageur, de sorte que la formation de l'image radiologique échoue. En outre, I'appareil d'imagerie radiologique est construit indépendamment d'un groupe radiogène et ces deux appareils ne sont pas reliés. Par conséquent, I'appareil d'imagerie radiologique ne peut pas connaitre l'instant o une pose a débuté et ne peut donc pas décider de l'instant de lancement de l'opération de lecture d'une image dans le dispositif imageur. Par conséquent, l'opérateur doit commander séparément le groupe radiogène et l'appareil d'imagerie radiologique, ce qui rend laborieux le travail d'obtention d'une image radiologique. Si la pose et l'opération de lecture d'une image dans le dispositif imageur n'établissent pas une relation temporelle constante entre elles, en outre, le niveau de courant d'obscurité et le niveau de bruit varient dans chaque pose, de sorte qu'il n'est pas possible d'obtenir une image radiologique stable. Dans un système à rayons X dentaire usuel, en outre, un film est placé dans la bouche du patient et une radiographie aux rayons X est ensuite exécutée par irradiation de la face du patient avec des rayons X de façon qu'une image radiologique de dents ou d'autres éléments soit enregistrée sur le film dans une position relative établie dans la direction dans laquelle l'opérateur voit le patient. Lorsqu'il s'agit d'observer l'image radiologique enregistrée sur le film, cette position relative est pratique pour l'opérateur, car l'observation peut être faite comme si l'opérateur était en face du patient. Cependant, comme une image de la partie droite du patient apparaît dans la partie gauche du film, le patient doit observer l'image sur laquelle les côtés droit et gauche sont intervertis. Par conséquent, un patient inexpérimenté dans l'observation d'une image radiologique a de la difficulté à observer une telle image. Dans le cas d'une photographie sur film classique, on peut obtenir une image inversée en retournant le film et le problème mentionné ci- dessus n'est donc pas grave. Cependant, un appareil d'imagerie radiologique classique dans lequel une image radiologique est présentée sur un écran cathodique ou un dispositif analogue n'est pas doté d'une fonction de présentation d'une image inversée obtenue par inversion d'une image originale. Lorsqu'un dentiste explique à un patient l'état de son mal, il est par conséquent inévitable que le patient ne puisse pas parfaitement le comprendre ou qu'un temps prolongé d'explication soit nécessaire. Dans un procédé d'imagerie radiologique classique utilisant un film à couche de sel d'argent, la sensibilité du film est fixe. Par contre, dans un appareil d'imagerie radiologique utilisant un dispositif imageur, la sensibilité est modifiée en fonction du gain d'un circuit de traitement de signal. Plus précisément, en augmentant la dose de rayons X (= intensité des rayons X x temps d'irradiation), on augmente le rendement quantique des rayons X et obtient par conséquent une image de plus haute définition et, en diminuant la dose de rayons X, on diminue la qualité de l'image mais peut réduire la dose d'exposition du patient au rayonnement. Ainsi, la dose de rayonnement X peut être choisie arbitrairement en considération de la relation entre l'équilibre de la qualité de l'image et la dose d'exposition au rayonnement. Pour obtenir une 4 2713080 image convenable quelle que soit la dose de rayonnement X, il faut relier celle- ci et le gain du circuit de traitement de signal. Cependant, un appareil d'imagerie radiologique classique est installé indépendamment d'un groupe radiogène. Pour régler les conditions de production de rayons X, telles que la dose de rayonnement X, il faut par conséquent manoeuvrer le groupe radiogène et, pour régler les conditions de traitement de l'image telles que le gain d'un circuit de traitement de signal, il faut manoeuvrer l'appareil d'imagerie radiologique. Cela rend l'opération de réglage très laborieuse. En outre, la dose de rayonnement X et le gain sont liés de manière telle qu'il n'est pas possible d'obtenir une image convenable sans augmenter l'une des deux valeurs et diminuer l'autre. Par conséquent, I'opérateur a du mal à commander les deux appareils en tenant compte de cette relation ou doit avoir une longue expérience ou une grande habileté. Un but de l'invention est de fournir un appareil d'imagerie radiologique dentaire dans lequel une coopération du moyen d'exposition aux rayons X et du dispositif de traitement d'image soit réalisée de façon que ne puisse pas avoir lieu une exposition erronée aux rayons X lorsque le moyen de traitement d'image exécute un traitement et par conséquent ne peut pas lire une image radiologique dans un dispositif imageur, ce qui résoudra les problèmes indiqués ci-dessus. Un autre but de l'invention est de fournir un détecteur de production de rayons X et un appareil d'imagerie radiologique dans lesquels une coopération d'un groupe radiogène et d'un dispositif de traitement d'image soit réalisée de façon que les possibilités d'exploitation de l'imagerie radiologique soient améliorées, et le minutage d'une pose et celui du lancement de l'opération de lecture d'une image dans un dispositif imageur soient rendus constants afin que soit obtenue une image radiologique stable. Un but supplémentaire de l'invention est de fournir un appareil de présentation d'image radiologique dans lequel une image radiologique puisse être présentée inversée afin d'aider le patient a comprendre l'état de son mal. 2713080 Un autre but encore de l'invention est de fournir un appareil de présentation d'image radiologique dans lequel les conditions de production des rayons X et les conditions de traitement de l'image puissent être réglées en liaison pour s que la manoeuvrabilité de l'imagerie radiologique soit améliorée et qu'une image radiologique d'excellente qualité puisse être obtenue sans que le patient soit exposé plus qu'il ne le faut aux rayons X. L'appareil d'imagerie radiologique dentaire de l'invention comprend: un émetteur radiogène pour l'irradiation aux rayons X d'une région intrabuccale d'un sujet un dispositif imageur pour la détection d'une image radiologique de cette région intrabuccale et un dispositif de traitement d'image pour la lecture de l'image radiologique détectée par le dispositif imageur et l'exécution d'un traitement d'image déterminé. et, dans cet appareil, un signal d'occupation, indiquant que le dispositif de traitement d'image est en train d'exécuter le traitement, est envoyé à l'émetteur radiogène pendant la période de traitement du dispositif de traitement d'image, et l'irradiation aux rayons X est arrêtée lorsque l'émetteur radiogène reçoit le signal d'occupation. En outre, dans l'invention, il est préférable que l'émetteur radiogène comprenne: un groupe radiogène et un contrôleur radiologique pour la production d'un signal de déclenchement pour la mise en action de ce groupe radiogéne, 6 2713080 le régisseur radiologique ne produisant pas le signal de déclenchement lorsqu'il reçoit le signal d'occupation. En outre, dans l'invention, il est préférable que l'émetteur radiogène comprenne: un tube radiogène pour la production de rayons X et un circuit haute tension pour la fourniture d'une haute tension à ce tube radiogène. La fourniture de la haute tension étant arrêtée d'après le signal d'occupation. Dans l'invention, le signal d'occupation indiquant que le dispositif de traitement d'image est en train d'exécuter le traitement est envoyé à l'émetteur radiogène pendant la période de ce traitement du dispositif de traitement d'image, ce qui permet à l'émetteur radiogène de reconnaître l'état de traitement du dispositif de traitement d'image. En outre, lorsque l'émetteur radiogène reçoit le signal d'occupation, l'irradiation aux rayons X est arrêtée. Par conséquent, même lorsque l'opérateur actionne par erreur l'émetteur radiogène, l'irradiation de lI'objet n'est pas exécutée. Une irradiation erronée de l'objet est par conséquent impossible. Dans le cas o l'émetteur radiogène comprend un groupe radiogène et un contrôleur radiologique pour la production d'un signal de déclenchement pour la mise en action de ce groupe radiogène et o le contrôleur radiologique ne produit pas de signal de déclenchement lorsqu'il reçoit le signal d'occupation, la production de rayons X peut être arrêtée avec certitude. Dans le cas o le moyen d'exposition aux rayons X comprend un tube radiogène pour la production de rayons X et un circuit haute tension pour la fourniture d'une haute tension à ce tube radiogène et o la fourniture de la haute tension est arrêtée d'après le signal d'occupation, la production de rayons X peut être arrêtée avec certitude. Ainsi, même lorsque l'opérateur actionne par erreur l'émetteur radiogène pendant une période de traitement du dispositif de traitement d'image, l'irradiation de l'objet n'est pas exécutée, de sorte qu'une irradiation erronée est impossible. Par conséquent, une irradiation inutile de l'objet est évitée et la radiographie peut être exécutée de façon sûre. Le détecteur de production de rayons X de l'invention est un détecteur qui détecte la production de rayons X par un groupe radiogène comprenant un tube radiogène et un circuit haute tension pour l'application d'une haute tension à ce tube radiogène, et qui comprend: un détecteur de tension pour la détection de la tension fournie au circuit haute tension et un générateur de signal de pose pour la production d'un signal de pose indiquant une période de production de rayons X d'après la sortie du détecteur de tension. Le détecteur de production de rayons X de l'invention est un détecteur qui détecte la production de rayons X par un groupe radiogène comprenant un tube radiogène et un circuit haute tension pour l'application d'une haute tension à ce tube radiogène, et qui comprend: un détecteur de courant pour la détection du courant fourni au circuit haute tension et un générateur de signal de pose pour la production d'un signal de pose indiquant une période de production de rayons X d'après la sortie du moyen de détection en courant. Le détecteur de production de rayons X de l'invention est un détecteur qui détecte la production de rayons X par un groupe radiogène comprenant un tube radiogène et un circuit haute tension pour l'application d'une haute tension à ce tube radiogène, et qui comprend: un détecteur de rayons X pour la détection des rayons X émis par le tube radiogène et un générateur de signal de pose pour la production d'un signal de pose indiquant une période de production de rayons X d'après la sortie du détecteur de rayons X. L'appareil d'imagerie radiologique de l'invention comprend: 8 2713080 un groupe radiogène pour l'irradiation aux rayons X d'un objet, un dispositif imageur pour la détection d'une image radiologique de cet objet et un dispositif de traitement d'image pour la lecture de l'image radiologique détectée par ce dispositif imageur et l'exécution d'un traitement d'image déterminé, et cet appareil comprend en outre un des détecteurs de production de rayons X mentionnés ci-dessus, et une opération de lecture de l'image radiologique dans le dispositif imageur est lancée d'après un signal de pose émis par le détecteur de production de rayons X. Dans l'invention, la tension fournie au circuit haute tension du groupe radiogène est détectée par le détecteur de tension, de sorte que la période effective o une haute tension est appliquée au tube radiogène est détectée, et le générateur de signal de pose produit le signal de pose indiquant une période de production de rayons X d'après la sortie du détecteur de tension, de sorte qu'un dispositif extérieur peut être informé de façcon sûre de la production de rayons X. En outre, le courant fourni au circuit haute tension du groupe radiogène est détecté par le détecteur de courant, de sorte que la période effective o un courant passe dans le tube radiogène est détectée, et le générateur de signal de pose produit le signal de pose indiquant une période de production de rayons X d'après la sortie du détecteur de courant, de sorte qu'un dispositif extérieur peut êtrre informé de façcon sûre de la production de rayons X. En outre, les rayons X émis par le tube radiogène sont détectés par le détecteur de rayons X, de sorte que la période effective o le tube radiogène produit des rayons X est détectée, et le générateur de signal de pose produit le signal de pose indiquant une période de production de rayons X d'après la sortie du détecteur de rayons X, de sorte qu'un dispositif extérieur peut être informé de façon sûre de la production de rayons X. En outre, dans l'invention est prévu un des détecteurs de production de rayons X mentionnés ci-dessus, de sorte que la production de rayons X peut être reconnue de façcon sûre, et l'opération de lecture de l'image radiologique dans 9 2713080 le dispositif imageur est lancée d'après un signal de pose émis par le détecteur de production de rayons X, de sorte que la liaison de l'opération d'imagerie radiologique et de l'opération de lecture de l'image est réalisée et les possibilités d'exploitation de la formation d'image radiologique est améliorée. Comme le minutage de la pose et celui du lancement de l'opération de lecture d'une image dans le dispositif imageur sont maintenus constants, les variations du niveau de courant d'obscurité et du niveau de bruit sont réduites, de sorte qu'on obtient une image radiologique d'excellente qualité. En outre, l'appareil de présentation d'image radiologique de l'invention comprend: un premier et un deuxième moyen de mémorisation pour la mémorisation de données d'image radiologique d'un sujet, des moyens de transfert de données pour le transfert de données d'image radiologique mémorisées dans le premier moyen de mémorisation au deuxième moyen de mémorisation et des moyens de présentation d'image pour la présentation de données d'image radiologique mémorisées dans le deuxième moyen de mémorisation sur un écran ou un support d'enregistrement, les moyens de transfert de données transférant les données au deuxième moyen de mémorisation de façon telle que la disposition des données d'image radiologique dans le premier moyen de mémorisation soit inversée, et cet appareil comprend en outre des moyens de présentation de mode de transfert pour la présentation d'information indiquant que les moyens de transfert de données exécutent le transfert des données en les inversant de façon spéculaire. En outre, dans l'invention, il est préférable que les moyens de transfert de données comprennent des moyens de sélection de mode de transfert pour la sélection comme mode de transfert d'un des modes suivants: un mode normal dans lequel les données sont transférées au deuxième moyen de mémorisation selon la disposition des données d'image radiologique dans le premier moyen de mémorisation, et un mode inverse dans lequel les données sont transférées au deuxième moyen de mémorisation avec inversion spéculaire de la disposition des données d'image radiologique dans le premier moyen de mémorisation. Dans l'invention, les moyens de transfert de données, par exemple une unité centrale de traitement ou un contrôleur d'accès direct à la mémoire, transfèrent les données au deuxième moyen de mémorisation, par exemple une mémoire vive, de facçon telle que la disposition des données d'image radiologique dans le premier moyen de mémorisation, par exemple une mémoire vive, soit inversée de facçon spéculaire, de sorte que, lorsque les données d'image radiologique mémorisées dans le deuxième moyen de mémorisation sont présentées sur l'écran ou le support d'enregistrement, une image de la partie droite d'un patient apparaît dans la partie droite d'un film. Il est par conséquent obtenu une image radiologique que le patient peut facilement comprendre. En outre, comme l'information indiquant que les moyens de transfert de données exécutent le transfert des données en les inversant est présentée sur un écran, un support d'enregistrement ou un autre dispositif de présentation, l'attention d'un observateur tel que l'opérateur ou le patient peut être attirée sur le fait que l'image radiologique actuellement présentée est une image inversée. Par conséquent, I'observateur peut bien comprendre l'orientation de l'image radiologique. En outre, le sélecteur de mode de transfert pour la sélection comme mode de transfert d'un des modes suivants: un mode normal dans lequel les données sont transférées au deuxième moyen de mémorisation selon la disposition des données d'image radiologique dans le premier moyen de mémorisation, et un mode inverse dans lequel les données sont transférées au deuxième moyen de mémorisation avec inversion spéculaire de la disposition des données d'image radiologique dans le premier moyen de mémorisation, permet de passer facilement du mode de présentation normal au mode inverse et vice-versa, donc de passer librement de la présentation normale d'une image radiologique à la présentation inversée et vice-versa, ce qui aide l'opérateur et le patient à comprendre l'image radiologique présentée. En outre, l'appareil d'imagerie radiologique de l'invention comprend: un groupe radiogène pour l'irradiation aux rayons X d'un sujet, un contrôleur radiologique pour la commande du temps de pose de ce groupe radiogène, un dispositif imageur pour l'imagerie des rayons X qui ont traversé le sujet, un amplificateur pour l'amplification d'un signal émis par ce dispositif imageur avec un gain déterminé et un dispositif de traitement d'image pour le traitement d'un signal émis par cet amplificateur et la présentation de l'image radiologique, et cet appareil comprend en outre: un moyen d'introduction d'information concernant les dimensions physiques du sujet, un moyen d'introduction d'information concernant la région radiographiée du sujet, un moyen de réglage du gain de l'amplificateur et un moyen de décision pour la détermination du temps de pose du groupe radiogène d'après l'information de dimensions physiques introduite par le moyen afférent, l'information de région d'imagerie introduite par le moyen afférent et l'information de gain fixée par le moyen de réglage de gain. En outre, I'appareil d'imagerie radiologique de l'invention comprend: un groupe radiogène pour l'irradiation aux rayons X d'un sujet, un contrôleur radiologique pour la commande du temps de pose de ce groupe radiogène, un dispositif imageur pour l'imagerie des rayons X qui ont traversé le sujet, un amplificateur pour l'amplification d'un signal émis par ce dispositif imageur avec un gain déterminé et un dispositif de traitement d'image pour le traitement d'un signal émis par cet amplificateur et la présentation de l'image radiologique, et cet appareil comprend en outre: un moyen d'introduction d'information concernant la région radiographiée du sujet, un moyen d'introduction d'information concernant la région radiographiée du sujet, un sélecteur de qualité d'image pour la sélection d'une qualité de l'image radiologique et 12 2713080 un moyen de décision pour la détermination du temps de pose du groupe radiogène et la fixation du gain de l'amplificateur d'après l'information de dimensions physiques introduite par le moyen afférent, l'information de région d'imagerie introduite par le moyen afférent et l'information de qualité d'image choisie par le sélecteur afférent. Dans l'invention, comme la transmissibilité des rayons X varie avec les dimensions physiques du sujet, la région d'imagerie et d'autres éléments, l'information concernant les dimensions physiques du sujet et la région d'imagerie est introduite par les moyens d'introduction afférents, qui sont des commutateurs de panneau ou des dispositifs analogues. Comme le niveau du signal, la qualité, etc. d'une image radiologique varient avec le gain de l'amplificateur, ce gain est réglé par le moyen afférent, par exemple un commutateur de panneau. Le moyen de décision, par exemple un circuit d'opérations numériques ou une table numérique, détermine le temps de pose d'après l'information de dimensions physiques, l'information de région d'imagerie et l'information de gain. Par conséquent, I'opérateur peut fixer facilement et de façon sûre des conditions appropriées de production de rayons X et de traitement de l'image simplement en indiquant l'information de dimensions physiques, l'information de région d'imagerie et l'information de gain. En outre, dans l'invention, l'information de dimensions physiques du sujet et l'information de région d'imagerie sont introduites par les moyens d'introduction afférents, qui sont des commutateurs de panneau ou des dispositifs analogues, et la qualité de l'image radiologique, par exemple une image de haute définition due à une haute dose de rayons X ou une image grossière due à une basse dose de rayons X, est choisie. Le moyen de décision, par exemple un circuit d'opérations numériques ou une table numérique, détermine le temps de pose et le gain d'après ces informations de dimensions physiques, de région d'imagerie et de qualité d'image. Par conséquent, l'opérateur peut fixer facilement et de façon sûre des conditions appropriées de production de rayons X et de traitement de l'image simplement en indiquant l'information de dimensions physiques, l'information de région d'imagerie et l'information de qualité d'image. Ainsi, l'opérateur peut fixer facilement et de façon sûre des conditions appropriées de production de rayons X et de traitement de l'image en indiquant l'information de dimensions physiques, I'information de région d'imagerie et l'information de gain ou l'information de qualité d'image. En outre, il est possible d'obtenir une image radiologique qui corresponde à l'état du mal et convienne très bien au diagnostic. D'autres buts, caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée suivante illustrée par les dessins, sur lesquels: - la figure 1 est un schéma montrant un état occupé d'un appareil d'imagerie radiologique selon l'invention, - la figure 2 est un schéma montrant la constitution et le fonctionnement d'un capteur à matrice de CCD 2b d'un dispositif imageur 2, - les figures 3A et 3B sont des chronogrammes montrant la relation entre une irradiation aux rayons X et l'opération de lecture du dispositif imageur 2, - la figure 4 est un schéma fonctionnel montrant la constitution électrique d'une réalisation de l'invention, - la figure 5 est un organigramme montrant le fonctionnement de l'appareil d'imagerie radiologique représenté sur la figure 4, - la figure 6 est une schéma fonctionnel montrant la constitution électrique d'une autre réalisation de l'invention, - la figure 7A est un schéma fonctionnel montrant un exemple d'un détecteur de production de rayons X qui est appliqué à un appareil d'imagerie radiologique selon l'invention, et les figures 7B et 7C montrent des exemples particuliers d'un générateur de minutage 55 représenté sur la figure 7A, - la figure 8 est un schéma fonctionnel montrant un autre exemple d'un détecteur de production de rayons X qui est appliqué à un appareil d'imagerie radiologique selon l'invention, - la figure 9A est un schéma fonctionnel montrant un autre exemple d'un détecteur de production de rayons X qui est appliqué à un appareil d'imagerie radiologique selon l'invention, et la figure 9B est un schéma montrant un exemple d'une chambre d'ionisation radioactive qui est utilisée comme dispositif de détection de rayons X 57, 14 2713080 - la figure 10 est un organigramme montrant une routine de transfert de données d'image au pas a10 de la figure 5, - la figure 11 A est un schéma de principe montrant la procédure de transfert direct de données d'une mémoire principale 33 à une mémoire vidéo 34, - la figure 1 B est un schéma de principe montrant la procédure de transfert inverse de données d'une mémoire principale 33 à une mémoire vidéo 34, - la figure 12A montre un exemple de présentation normale d'image radiologique, - la figure 12Bmontre un exemple de présentation inversée d'image radiologique, - la figure 13A montre un autre exemple de présentation normale d'image radiologique, - la figure 13B montre un autre exemple de présentation inversée d'image radiologique, - la figure 14 montre un autre exemple de présentation d'image radiologique, - la figure 15 montre encore un autre exemple de présentation d'image radiologique, - la figure 16 est un schéma fonctionnel montrant la constitution électrique d'une autre réalisation de l'invention, - la figure 17A est une vue de face montrant un exemple d'un commutateur de choix de dimensions physiques 122 et d'un commutateur de choix de région d'imagerie 123 de la figure 16, - la figure 17B est une vue de face montrant un exemple d'un commutateur de gain 106 de la figure 16, - la figure 18 est un schéma fonctionnel montrant la constitution électrique d'encore une autre réalisation de l'invention et - la figure 19 est une vue de face montrant un exemple d'un commutateur de choix de dimensions physiques 122, d'un commutateur de choix de région d'imagerie 123 et d'un commutateur de choix de qualité d'image 125 de la figure 18. Des réalisations préférées de l'invention sont décrites ci-dessous à l'aide des dessins. La figure 1 est un schéma montrant un état occupé d'un appareil d'imagerie radiologique selon l'invention dans le cas o le sujet est une région 2713080 intrabuccale. Un groupe radiogène 10 est attaché à un bras universel 12 de façon à pouvoir basculer verticalement et tourner horizontalement par rapport à celui-ci. La direction d'un tube émetteur radiogène 11 peut être réglée de façon que les rayons X soient émis vers la région intrabuccale d'un patient 1. D'autre part, un dispositif imageur 2 destiné à détecter la distribution des rayons X, c'est-à-dire l'image radiologique, qui ont traversé la région intrabuccale est placé à un endroit opposé au tube émetteur radiogène 11 relativement à la région intrabuccale. Sur la figure 1, le patient tient avec ses io doigts un élément de positionnement 2a fixé au dispositif imageur 2, de sorte que la surface d'imagerie du dispositif imageur 2 est dirigée dans la direction d'émission des rayons X. Le dispositif imageur 2 comprend une plaque scintillatrice destinée à convertir les photons des rayons X par exemple en lumière visible, qui est faite d'un composé contenant des éléments des terres rares, etc., un groupement de fibres optiques qui transmet telle quelle la distribution bidimensionnelle de la lumière visible émise par la plaque scintillatrice, et un capteur à matrice de CCD qui reçoit la distribution de la lumière visible transmise par le groupement de fibres optiques, accumule les charges produites et lit séquentiellement les charges accumulées pendant une période déterminée et les convertit en signaux électriques. Une plaque de plomb destinée à empêcher les rayons X diffusés d'entrer est placée au dos du capteur à matrice de CCD. Ceux-ci sont placés dans un boîtier en plastique ou en matière analogue. L'image radiologique détectée par le dispositif imageur 2 est convertie en un signal électrique par le capteur à matrice de CCD, puis envoyée à un dispositif de traitement d'image 4 par un câble de transmission de signal 3. Le dispositif de traitement d'image 4 numérise le signal venant du dispositif imageur 2, met en mémoire les données numériques, puis exécute sur celles-ci un traitement d'image déterminé par lequel une image est présentée sur un dispositif de contrôle 5 tel que tube à rayons cathodiques ou imprimée sur une feuille d'enregistrement pour l'obtention d'une présentation matérielle. La figure 2 est un schéma montrant la constitution et le fonctionnement du capteur à matrice de CCD 2b du dispositif imageur 2. Ce capteur 2b comprend 16 2713080 un certain nombre de dispositifs photorécepteurs 2c disposés en une matrice de par exemple 600 pixels (horizontalement) x 400 pixels (verticalement), et un registre à décalage de transfert horizontal 2d qui transfère horizontalement les charges produites dans les dispositifs photorécepteurs 2c de la ligne inférieure. Ce capteur à matrice de CCD fonctionne de la manière suivante. 1) lorsque de la lumière entre dans le capteur, des charges correspondant à la distribution de l'intensité lumineuse sont produites dans chaque dispositif photorécepteur et accumulées pendant une période déterminée. 2) Ensuite est io exécuté le transfert vertical d'une ligne de dispositifs photorécepteurs, par lequel les charges accumulées dans chaque dispositif photorécepteur sont transférées à la ligne de dispositifs suivante, de sorte que les charges de la ligne de dispositifs inférieure sont transférées au registre à décalage de transfert horizontal 2d. 3) Lorsqu'un transfert horizontal est ensuite exécuté, les charges emmagasinées dans le registre à décalage 2d sont lues en série temporelle pour être émises sous forme de signal analogique. 4) Les processus 1) à 3) sont répétés jusqu'à ce que toutes les charges accumulées dans les dispositifs photorécepteurs 2c soient lues. Ainsi, la distribution de lumière reçue par le capteur à matrice de CCD 2b est détectée sous la forme d'un signal d'image en série temporelle SG. Les figures 3A et 3B sont des chronogrammes montrant la relation entre une irradiation aux rayons X et l'opération de lectrure du dispositif imageur 2. Lorsqu'une irradiation aux rayons X n'est pas exécutée, les charges accumulées dans le dispositif imageur 2 sont lues périodiquement pour que les charges excédentaires dues à l'excitation thermique et aux rayons X diffusés ne restent pas dans le dispositif. Par conséquent, lorsqu'un signal d'image SG de la fig. 3B est émis à un intervalle TD et qu'un signal de pose EXP de la fig. 3A indiquant le minutage de la pose est mis au niveau haut, l'opération de lecture du dispositif imageur 2 est arrêtée et les charges produites par suite de la pose sont accumulées. Lorsque le signal de pose EXP est mis au niveau bas, ce qui signifie que la pose est terminée, l'opération de lecture du dispositif imageur 2 est relancée pour lire séquentiellement les charges accumulées dues à la pose. Après cela est de nouveau exécutée l'opération de lecture au repos. 17 2713080 La fig. 4 est un schéma fonctionnel montrant la constitution électrique d'une réalisation de l'invention. L'appareil d'imagerie radiologique comprend le groupe radiogène 10 pour l'irradiation aux rayons X d'un sujet la, un contrôleur radiologique 20 pour la commande du fonctionnement du groupe radiogène 10, le dispositif imageur 2 pour la détection d'une image radiologique du sujet la, le dispositif de traitement d'image 4 pour la lecture de l'image radiologique détectée par le dispositif imageur, I'exécution d'un traitement d'image déterminé et la présentation de l'image radiologique, et un appareil de contrôle et une imprimante vidéo 6 pour la présentation ou l'enregistrement des données d'image traitées par le dispositif de traitement d'image 4. Le dispositif de traitement d'image 4 comprend: une unité centrale de traitement (CPU) 31 pour la commande de toutes les opérations, une mémoire morte (ROM) 32 pour la mémorisation des programmes et des données nécessaires au fonctionnement de l'unité centrale de traitement 31, une mémoire principale 33 pour la mémorisation des données d'image et des paramètres nécessaires aux calculs tels que le traitement d'image, une mémoire d'image 34 pour la mémorisation des données d'image destinées à être présentées sur l'appareil de contrôle 5, un convertisseur numérique- analogique 35 convertissant les données d'image mémorisées dans la mémoire d'image 34 en un signal vidéo analogique VD et envoyant ce signal à l'appareil de contrôle 5 ou à l'imprimante vidéo 6, un contrôleur d'accès direct à la mémoire 36 commandant le transfert des données entre les circuits sans occupation de l'unité centrale de traitement 31, un générateur de signal d'horloge 38 produisant un signal d'horloge CK nécessaire au fonctionnement du dispositif imageur 2 tel que capteur à CCD, un préamplificateur 39 recevant et amplifiant le signal d'image SG émis par le dispositif imageur 2, un convertisseur analogique-numérique 40 convertissant en un signal numérique le signal analogique émis par le préamplificateur 39, un circuit d'entrée-sortie 41 pour l'envoi de données à une imprimante extérieure 42, un circuit d'entrée- sortie 43 qui comprend un commutateur de présentation inverse 44a pour ordonner l'inversion spéculaire et un commutateur de nouvelle présentation 44b pour ordonner une nouvelle présentation, et qui reçoit des données d'un clavier 44 d'introduction de données, un circuit d'entrée-sortie 45 pour l'envoi d'un signal d'occupation OCCUPE au contrôleur radiologique extérieur 20 et la 18 2713080 t réception du signal de pose EXP de ce contrôleur 20, et un bus 37 pour l'interconnexion de ces circuits. Dans le dispositif imageur 2, les charges accumulées pendant une période déterminée sont lues périodiquement comme courant d'obscurité sur la base du signal d'horloge CK émis par le générateur de signal d'horloge 38, de sorte que les charges excédentaires dues à l'excitation thermique et aux rayons X diffusés ne peuvent pas rester dans le dispositif. Le contrôleur radiologique 20 envoie un signal de déclenchement TG au groupe radiogène 10 selon une instruction venant d'un déclencheur de pose 21 et en outre envoie au dispositif de traitement d'image 4 le signal de pose EXP indiquant la production de rayons X. En réponse au signal de déclenchement TG, le groupe radiogène 10 applique une haute tension à un tube radiogène 13 dans des conditions déterminées de pose comprenant la tension appliquée au tube, le courant dans le tube et le temps de pose, et produit des rayons X. On va maintenant décrire le fonctionnement complet. Lorsque l'opérateur appuie sur le déclencheur de pose 21 du régissseur radiologique 20, le groupe radiogène 10 produit des rayons X pendant une durée déterminée. Lorsque ces rayons X ont atteint le dispositif imageur 2 en traversant le sujet la, des charges correspondant à l'image radiologique formée sur ce dispositif s'accumulent et, à l'issue de la pose, sont émises en série temporelle sous la forme du signal d'image SG. Ce signal SG émis par le dispositif imageur 2 est envoyé au préamplificateur 39 pour être amplifié à un niveau donné, puis envoyé à l'étape suivante au convertisseur analogique- numérique 40 pour être converti en données numériques. A ce moment-là, le contrôleur d'accès direct à la mémoire 36 occupe le bus 37 et les données d'image émises par le convertisseur analogique-numérique 40 sont, par le bus 37, mémorisées séquentiellement dans une partie de la mémoire principale 33. D'autre part, même lorsque la pose n'est pas exécutée, le courant d'obscurité du dispositif imageur 2 est périodiquement lu et ensuite converti en données numériques par le convertisseur analogique-numérique 40. Ces données numériques sont mémorisées comme données de courant d'obscurité dans une partie de la mémoire principale 33. 19 2713080 Les données d'image et les données de courant d'obscurité mémorisées dans la mémoire principale 33 sont traitées opérationnellement par l'unité centrale de traitement 31. Par exemple, les données de courant d'obscurité sont soustraites des données d'image et les données d'image résultantes sont de nouveau mémorisées dans une partie de la mémoire principale 33, ce qui permet d'effacer le bruit de fond des données d'image afin d'obtenir des données d'image de haute qualité. Dans le cas o le bruit de courant d'obscurité est négligeable, I'opération de soustraction peut être omise, ce qui raccourcit le temps total de traitement. Les données d'image mémorisées dans la mémoire principale 33 sont transférées à la mémoire d'image 34 par le contrôleur d'accès direct à la mémoire 36. Le contenu mémorisé de la mémoire d'image 34 est envoyé en série temporelle au convertisseur numérique-analogique 35, qui convertit les données d'image numériques en le signal vidéo analogique VD et envoie ce signal à l'appareil de contrôle 5 ou à l'imprimante vidéo 6. Ainsi, l'image radiologique détectée par le dispositif imageur 2 est présentée sur un écran de l'appareil de contrôle 5 ou imprimée par l'imprimante vidéo 6 pour l'obtention d'une présentation matérielle. Au besoin, le signal vidéo VD peut être enregistré par un enregistreur tel que magnétoscope. La figure 5 est un organigramme montrant le fonctionnement de l'appareil d'imagerie radiologique représenté sur la figure 4. Le processus part du pas al et l'unité centrale de traitement 31 juge au pas a2 si le clavier 44 a ou non été actionné pour l'introduction d'un ordre commandant un processus particulier. S'il ne l'a pas été, le processus va au pas a6. Si le clavier a été actionné, le processus va au pas a3 et l'unité centrale de traitement 31 met le signal d'occupation OCCUPE au niveau haut. Ce signal OCCUPE est transmis au contrôleur radiologique 20. Lorsque le signal OCCUPE est de niveau haut, le contrôleur radiologique 20 juge que le dispositif de traitement d'image 4 n'est pas prêt à fonctionner, et fonctionne de façcon à ne pas envoyer de signal de déclenchement TG au groupe radiogène 10. Dans cet état, même lorsque l'opérateur appuie sur le déclencheur de pose 21, le signal de déclenchement TG n'est pas émis, de sorte que le groupe radiogène 10 ne fonctionne pas. Par conséquent, il ne peut pas se produire par erreur une pose pendant le ttaitement exécuté par le dispositif de traitement d'image 4. Au pas suivant a4, I'unité centrale de traitement 31 ou le contrôleur d'accès direct à la mémoire 36 exécute le processus correspondant à l'ordre introduit au clavier. A l'issue de ce processus, au pas a5, I'unité centrale de traitement 31 met le signal OCCUPE au niveau bas, et le processus va ensuite au pas a6. Lorsque le signal OCCUPE est de niveau bas, le contrôleur radiologique 20 juge que le dispositif de traitement d'image 4 est prêt à fonctionner, et autorise o l'émission du signal de déclenchement TG. Dans cet état, lorsque l'opérateur appuie sur le déclencheur de pose 21, le signal de déclenchement TG est émis et le tube radiogène 13 du groupe radiogène 10 produit des rayons X dans des conditions de pose déterminées. Au pas a6, I'unité centrale de traitement 31 juge si le signal de pose EXP émis par le contrôleur radiologique 20 est ou non envoyé au dispositif de traitement d'image 4. Le signal de pose EXP informe le dispositif de traitement d'image 4 des instants de début et de fin de la pose. Par exemple, le signal de pose EXP est maintenu au niveau haut pendant la période allant du début à la fin de la pose et au niveau bas le reste du temps. Si le signal de pose EXP n'est pas introduit au pas a6, le processus revient au pas a2. Par contre, si le signal de pose EXP par exemple de niveau haut est introduit, cela signifie que le groupe radiogène 10 émet des rayons X. Par conséquent, I'opération de lecture exécutée par le dispositif imageur 2 est arrêtée et des charges sont accumulées. Ensuite, le processus va au pas suivant a7 et attend que la pose soit terminée et que le signal de pose EXP change de niveau, par exemple passe au niveau bas. Lorsque le niveau du signal de pose EXP change, par exemple devient bas, le processus va au pas suivant a8. De la même manière qu'au pas a3, I'unité centrale de traitement 31 met le signal OCCUPE au niveau haut et le dispositif de traitement d'image 4 fonctionne de façon à ne pas émettre le signal de déclenchement TG et interdit une pose. Au pas suivant a9, l'opération de lecture du dispositif imageur 2 est lancée et, ensuite, le signal d'image SG du sujet l a qui est émis par le dispositif imageur 21 2713080 2 est envoyé à la mémoire principale 33 par le préamplificateur 39, le convertisseur analogique-numérique 40 et le bus 37. Après cela, s'il y a lieu, l'unité centrale de traitement 31 exécute le traitement de soustraction des données de courant d'obscurité et un traitement de l'image tel qu'inversion négatif-positif, agrandissement, renversement haut-bas, conversion de densité et coloration pour préparer les données d'image à la présentation. Une routine de transfert de données d'image (décrite en détail ci-dessous), dans laquelle ces données sont transférées de la mémoire principale 33 à la mémoire vidéo 34 et une image est présentée, est exécutée au pas suivant a1 0. A l'issue du processus exécuté par le dispositif de traitement d'image 4, au pas suivant al 1, I'unité centrale de traitement 31 met le signal OCCUPE au niveau bas. Après cela, le processus revient au pas a2 pour juger successivement si le clavier est ou non actionné et si le signal de pose EXP est ou non introduit. Comme indiqué ci-dessus, lorsque le dispositif de traitement d'image 4 exécute un traitement, le fait qu'il est en train de traiter est signalé au contrôleur radiologique 20. Cela permet à ce dernier de juger si une pose peut ou non être faite. Par conséquent, il est possible d'empêcher le démarrage de la pose avant que le dispositif de traitement d'image 4 soit prêt à fonctionner. En outre, I'opération de lecture d'une image radiologique dans le dispositif imageur 2 est lancée d'après le signal de pose EXP, de sorte que l'opération d'imagerie radiologique et l'opération de lecture de l'image sont associées. Par conséquent, les possibilités d'exploitation de l'imagerie radiologique sont améliorées. De plus, comme le minutage d'une pose et celui du lancement de l'opération de lecture d'une image dans le dispositif imageur sont maintenus constants, on peut obtenir une image radiologique d'excellente qualité. Il a été décrit ci-dessus une réalisation dans laquelle le signal de pose EXP est produit dans une opération logicielle du contrôleur radiologique 20. Au lieu de cela, peut être utilisé un signal de pose EXP fourni par un détecteur de production de rayons X qui est décrit ci-dessous. La figure 6 est un schéma fonctionnel montrant la constitution électrique d'une autre réalisation de l'invention. Cette réalisation a une constitution semblable à 22 2713080 celle de la réalisation de la figure 4, excepté que le signal OCCUPE émis par le dispositif de traitement d'image 4 est envoyé à un dispositif 50 d'autorisation de production de rayons X et que le circuit haute tension du groupe radiogène 10 est fermé et ouvert directement par ce dispositif 50 d'après le niveau du signal OCCUPE. Le dispositif 50 d'autorisation de production de rayons X comprend un photocoupleur 51 auquel est destinée à être connectée une boucle de courant 46 pour la transmission du signal OCCUPE, et un relais 52 pour la fermeture et l'ouverture du circuit haute tension du groupe radiogène 10. Le groupe radiogène 10 fournit de l'énergie électrique par une ligne de chauffage 14, une ligne commune 15 et une ligne haute tension 16. L'enroulement primaire d'un transformateur de chauffage FT est monté entre la ligne de chauffage 14 et la ligne commune 15 et l'enroulement primaire d'un transformateur haute tension HT est monté entre la ligne commune 15 et la ligne haute tension 16. Un interrupteur 52b du relais 52 est monté au milieu de la ligne haute tension 16. L'enroulement secondaire du transformateur de chauffage FT est relié au filament 13a du tube radiogène 13 et l'enroulement secondaire du transformateur haute tension HT est monté entre la cible anode 13b et le filament 13a du tube radiogène 13. Bien que le circuit haute tension représenté sur la fig. 6 soit un exemple de système de préchauffage dans lequel sont utilisés deux transformateurs, à savoir le transformateur haute tension HT et le transformateur de chauffage FT, et chacun de ceux- ci est mis en marche avec un certain retard, selon l'invention, il peut aussi être employé un système de chauffage simultané dans lequel un seul transformateur exécute les deux fonctions. On va maintenant décrire le fonctionnement complet. Lorsque le dispositif de traitement d'image 4 exécute un traitement ou est à l'état dit occupé, il ne passe pratiquement pas de courant dans la boucle de courant 46 et une diode lumineuse 51a du photocoupleur 51 n'émet pas de lumière, de sorte qu'un phototransistor 51 b se bloque. Ce phototransistor 51 b est relié au relais 52 de facçon à commander la bobine 52a. Lorsque le phototransistor 51 b est bloqué, le relais 52 ne fonctionne pas et l'interrupteur 52b est ouvert, de sorte que la ligne haute tension 16 du groupe radiogène 10 est déconnectée. Dans cet état, même lorsque l'opérateur appuie sur le déclencheur de pose 21 et que le contrôleur radiologique 20 émet le signal de déclenchement TG et le groupe radiogène 10 se met à fonctionner, il n'est pas appliqué de tension au tube radiogène 13 en raison de la déconnexion de la ligne haute tension 16 et il n'est donc pas produit de rayons X. Par contre, lorsque le dispositif de traitement d'image 4 n'exécute pas de processus ou est à l'état dit non occupé, un courant de niveau déterminé passe dans la boucle de courant 46 et la diode lumineuse 51 a émet de la lumière, de sorte que le phototransistor 51b passe à l'état conducteur. Lorsque le phototransistor 51b devient conducteur, le relais 52 est actionné pour fermer l'interrupteur 52b, de sorte que la ligne haute tension 16 du groupe radiogène est connectée. Dans cet état, lorsque l'opérateur appuie sur le déclencheur de pose 21, le contrôleur radiologique 20 émet le signal de déclenchement TG et le groupe radiogène 10 se met à fonctionner. On va maintenant continuer de décrire le fonctionnement en prenant comme exemple le système de préchauffage. D'abord, un courant de chauffage de niveau déterminé passe dans la ligne de chauffage 14 et le filament 13a du tube radiogène 13 est chauffé. Ensuite, une tension de niveau déterminé est appliquée à la ligne haute tension 16, de sorte qu'une tension de niveau déterminé est appliquée à la cible anode 13b du tube 13. Par suite, un courant de niveau déterminé passe dans le tube pendant un temps de pose déterminé et des rayons X sont produits à partir de la cible anode 13b. Ainsi, lorsque le dispositif de traitement d'image 4 exécute un traitement, la fourniture de la haute tension au tube radiogène 13 est obligatoirement arrêtée d'après le signal OCCUPE indiquant que le dispositif de traitement d'image 4 est en train d'exécuter un traitement, ce qui permet d'empêcher que l'imagerie radiogène soit mise en marche avant que le dispositif de traitement d'image 4 soit prêt à fonctionner. Cette réalisation a l'avantage de permettre de réaliser la constitution décrite ci-dessus simplement en modifiant légèrement le mode de connexion dans un circuit haute tension d'un appareil à rayons X existant. Par conséquent, la liaison d'un groupe radiogène et d'un appareil d'imagerie radiologique utilisant un capteur à CCD peut être réalisée facilement. 24 2713080 La figure 7A est un schéma fonctionnel montrant un exemple d'un détecteur de production de rayons X qui est appliqué à un appareil d'imagerie radiologique selon l'invention, et les figures 7B et 7C montrent des exemples particuliers d'un générateur de minutage 55 représenté sur la figure 7A. On va d'abord décrire le circuit haute tension du groupe radiogène 10. Le groupe radiogène 10 fournit l'énergie au tube radiogène par la ligne de chauffage 14, la ligne commune 15 et la ligne haute tension 16. L'enroulement primaire du transformateur de chauffage FT est monté entre la ligne de chauffage 14 et la ligne commune 15 et l'enroulement primaire du transformateur haute tension HT est monté entre la ligne commune 15 et la ligne haute tension 16. L'enroulement secondaire du transformateur de chauffage FT est relié au filament 13a du tube radiogène 13 et l'enroulement secondaire du transformateur haute tension HT est monté entre la cible anode 13b et le filament 13a du tube 13. On va maintenant décrire le fonctionnement. D'abord, un courant de chauffage de niveau déterminé passe dans la ligne de chauffage 14 et le filament 13a du tube radiogène 13 est chauffé. Ensuite, une tension de niveau déterminé, par exemple une tension industrielle d'une fréquence de 60 Hz, est appliquée à la ligne haute tension 16, de sorte qu'une tension de niveau déterminé est appliquée à la cible anode 13b du tube radiogène 13. Pendant une partie d'une période déterminée de pose dans laquelle le potentiel de la cible anode 13b est rendu positif par la fonction d'autoredressement du tube 13, un courant de niveau déterminé passe dans celui-ci et des rayons X sont produits à partir de la cible anode 13b. Bien que le circuit haute tension représenté sur la figure 7A soit un exemple du système de préchauffage dans lequel sont utilisés deux transformateurs, à savoir le transformateur haute tension HT et le transformateur de chauffage FT, dans l'invention peut aussi être employé le système de chauffage simultané dans lequel un seul transformateur exécute les fonctions des deux. Le générateur de minutage 55 qui constitue le détecteur de production de rayons X est connecté à la ligne commune 15 et à la ligne haute tension 16 du groupe radiogène 10. On va d'abord décrire l'exemple de circuit de la figure 7B. Le générateur de minutage 55 comprend des résistances R1 et R2 qui 2713080 divisent la tension appliquée à la ligne haute tension 16 du groupe radiogène pour la détecter sous la forme d'un signal basse tension, une diode D1, un condensateur C1 et une résistance R3 qui redressent et lissent le signal de tension détecté, et une bascule de Schmitt Q1 qui met en forme le signal redressé et lissé pour produire un signal de pose EXP. Une tension industrielle (par exemple à 60 Hz) est appliquée à la ligne haute tension 16 du groupe radiogène 10. Le rapport de division des résistances R1 et R2 est choisi de façon que la tension soit conforme au niveau TTL (transistor-transistor logic). On va décrire le fonctionnement du générateur de minutage. La tension alternative appliquée à la ligne haute tension 16 est divisée par les résistances R1 et R2 puis soumise à un redressement mono-alternance par la diode D1, de sorte que la moitié supérieure de l'onde sinusoïdale est extraite à chaque cycle de la tension de la source d'énergie dans une période déterminée de pose. La tension redressée est lissée par le condensateur C1 pour la production d'un signal pulsatoire correspondant à la période déterminée de pose. Ce signal pulsatoire est rendu binaire avec un seuil déterminé par la bascule de Schmitt Q1 et le signal de pose EXP est émis sous la forme d'un signal numérique correspondant au temps de pose déterminé et envoyé au dispositif de traitement d'image 4 représenté sur la fig. 4. On va maintenant décrire l'exemple de circuit de la figure 7C. Le générateur de minutage 55 comprend les résistances R1 et R2 qui divisent la tension appliquée à la ligne haute tension 16 du groupe radiogène 10 pour la détecter sous la forme d'un signal basse tension, une diode Zéner D2 qui redresse le signal de tension détecté et l'écrête à un niveau déterminé, une bascule de Schmitt Q2 qui met en forme la forme d'onde du signal redressé, et une minuterie redéclenchable Q3 qui peut être redéclenchée par une impulsion réintroduite dans une période donnée. On va décrire le fonctionnement du générateur de minutage. La tension alternative appliquée à la ligne haute tension 16 est divisée par les résistances R1 et R2 et ensuite soumise à un redressement monoaltemrnance par la diode Zener D2, de sorte que la moitié supérieure de l'onde sinusoïdale est extraite à chaque cycle de la tension de la source d'énergie dans une période déterminée de pose. Le niveau de la tension redressée est limité par le niveau 26 2713080 d'écrêtage, de sorte que la tension a une forme du genre impulsions. Cette tension du genre impulsions est soumise à une mise en forme des impulsions par la bascule de Schmitt Q2 et convertie par la minuterie redéclenchable Q3 en un signal numérique ayant la forme de signaux impulsionnels continus. Ce signal numérique est émis comme signal de pose EXP correspondant au temps de pose déterminé. Le signal de pose EXP est envoyé au dispositif de traitement d'image 4 représenté sur la figure 4. Ainsi, la période o une haute tension est appliquée au tube radiogène peut io être détectée par détection de la tension appliquée à la ligne haute tension 16 du groupe radiogène 10. Par conséquent, la production de rayons X peut être connue avec certitude. Le détecteur de production de rayons X représenté sur la figure 7 a l'avantage de permettre de réaliser la constitution décrite ci- dessus simplement en modifiant légèrement le mode de connexion dans un circuit haute tension d'un appareil à rayons X existant. Par conséquent, la liaison d'un groupe radiogène et d'un appareil d'imagerie radiologique utilisant un capteur à CCD peut être réalisée facilement. La figure 8 est un schéma fonctionnel montrant un autre exemple d'un détecteur de production de rayons X qui est appliqué à un appareil d'imagerie radiologique selon l'invention. Ce détecteur de production de rayons X comprend un dispositif détecteur de courant 56 pour la détection du courant qui passe dans la ligne haute tension 16 et le générateur de minutage 55 qui produit un signal de pose EXP d'après un signal émis par le dispositif détecteur de courant 56. Le dispositif détecteur de courant 56 détecte le champ magnétique produit par le courant qui passe dans la ligne haute tension 16. Le dispositif détecteur de courant peut être du type transformateur, dans lequel l'intensité du champ magnétique est convertie en un signal de tension suivant le principe de l'induction électromagnétique, ou du type élément à effet Hall, dans lequel l'intensité du champ magnétique est convertie en un signal de tension par effet Hall. Le générateur de minutage 55 peut être formé par le circuit de la figure 7B constitué du dispositif convertisseur de tension, du dispositif redresseur et lisseur et du circuit de mise en forme de forme d'onde, ou par le circuit de la figure 7C constitué du dispositif convertisseur de tension, du dispositif redresseur, du circuit de mise en forme de forme d'onde et du dispositif de mise en forme de signal ou d'un dispositif semblable. Le signal de 27 2713080 pose EXP émis par le générateur de minutage 55 est envoyé au dispositif de traitement d'image 4 représenté sur la figure 4. Ainsi, la période o un courant passe dans le tube radiogène peut être détectée par détection du courant qui passe dans la ligne haute tension 16 du groupe radiogène 10. Par conséquent, la production de rayons X peut être connue avec certitude. Le détecteur de production de rayons X représenté sur la figure 8 a l'avantage de permettre de réaliser la constitution décrite ci- dessus simplement en montant le dispositif détecteur de courant 56 sur la ligne io haute tension 16 sans changer le mode de connexion dans un circuit haute tension d'un appareil à rayons X existant. Par conséquent, la liaison d'un groupe radiogène et d'un appareil d'imagerie radiologique utilisant un capteur à CCD peut être réalisée facilement. La figure 9A est un schéma fonctionnel montrant un autre exemple d'un détecteur de production de rayons X qui est appliqué à un appreil d'imagerie radiologique selon l'invention. Ce détecteur de production de rayons X comprend un dispositif détecteur de rayons X 57 qui est fixé à la surface circonférentielle intérieure du tube émetteur radiogène 11 du groupe radiogène 10, un comparateur Q4 qui compare un signal de détection XS émis par le dispositif détecteur 57 à un seuil déterminé pour rendre binaire le signal, et une minuterie redéclenchable Q5 qui met en forme un signal impulsionnel émis par le comparateur Q4. Le dispositif 57 détecteur de rayons X est du type dans lequel les rayons X émis par le groupe radiogène 10 sont détectés pour être convertis en un signal électrique. Des exemples utiles d'un tel dispositif sont une combinaison d'un scintillateur et d'une photodiode et une chambre d'ionisation radioactive. La figure 9B est un schéma montrant un exemple d'une chambre d'ionisation radioactive qui est utilisée comme dispositif 57 détecteur de rayons X. Une haute tension fournie par une source d'énergie Vl est appliquée à deux électrodes opposées 58 et 59. Lorsque des photons de rayons X entrent dans l'espace entre ces électrodes et qu'une partie d'un gaz de remplissage tel qu'air est ionisée, des ions positifs et des ions négatifs se déplacent respectivement vers l'anode et vers la cathode et atteignent celles-ci. Il se crée 28 2713080 alors un courant ionique et un signal de détection XS apparaît aux deux bornes d'une résistance R7. Sur la figure 9A, lorsque le groupe radiogène 10 émet des rayons X sous la forme d'impulsions correspondant au cycle de la tension du réseau, le signal de détection XS émis par le dispositif 57 détecteur de rayons X a, lui aussi, une forme impulsionnelle et est envoyé au comparateur Q4. Dans celui-ci, le signal de détection est comparé à une tension de référence déterminée par des résistances R5 et R6 et sa forme d'onde est mise en forme. La sortie du comparateur Q4 est envoyée à la minuterie redéclenchable Q5 pour être convertie en un signal numérique ayant la forme d'un signal impulsionnel continu, et ce signal numérique est émis comme signal de pose EXP correspondant au temps de pose déterminé et envoyé au dispositif de traitement d'image 4 représenté sur la figure 4. Ainsi, la production de rayons X peut être connue avec certitude par détection directe des rayons X émis par le groupe radiogène 10. Le détecteur de production de rayons X représenté sur la figure 9 a l'avantage de permettre de réaliser le montage décrit ci-dessus simplement en plaçant le dispositif 57 détecteur de rayons X dans une région de production de rayons X sans changer le mode de connexion dans un circuit haute tension d'un appareil à rayons X existant. Par conséquent, la liaison d'un groupe radiogène et d'un appareil d'imagerie radiologique utilisant un capteur à CCD peut être réalisée facilement. La figure 10 est un organigramme montrant une routine de transfert de données d'image au pas a10 de la figure 5. D'abord, il est jugé au pas bl si l'instruction du commutateur de présentation inverse 44a de la figure 4 est un mode de présentation normale ou un mode de présentation inverse. Si la présentation normale est ordonnée, le processus va au pas b2, o l'unité centrale de traitement 31 exécute le transfert direct à la mémoire d'image 34 selon la disposition des données d'image dans la mémoire principale 33. Si la présentation inverse est ordonnée au pas bl, le processus va au pas b3, o l'unité centrale de traitement 31 exécute le transfert inverse à la mémoire d'image 34 de façon telle que la disposition des données d'image dans la mémoire principale 33 soit inversée. Au pas b4, les données d'image 29 2713080 transférées à la mémoire d'image 34 sont ensuite converties en un signal vidéo VD par le convertisseur numérique-analogique 35 et ensuite présentées sur le dispositif de contrôle 5 ou sur un dispositif semblable. Les figures 11 A et 11 B sont des schémas de principe montrant la procédure de transfert de données de la mémoire principale 33 à la mémoire d'image 34. La figure 11A montre un exemple de transfert direct et la fig. 1 1B un exemple de transfert inverse. En général, les données d'image consistent en une matrice bidimensionnelle de plusieurs centaines de pixels dans les directions io horizontale et verticale. Cependant, pour faciliter la compréhension, on utilisera, pour la description, des données d'image ayant une structure simplifiée de 4 pixels (horizontalement) x 3 pixels (verticalement). Sur la figure 11A, des données d'image consistant en des données a 1I à a34 disposées en une matrice bidimensionnelle sont mémorisées dans la mémoire principale 33. Lorsque l'unité centrale de traitement 31 exécute le transfert direct, la donnée al 1 mémorisée au pixel situé sur la première ligne et dans la première colonne de la mémoire principale 33 est transférée au pixel situé sur la première ligne et dans la première colonne de la mémoire d'image 34. Ensuite, la donnée a12 mémorisée au pixel situé sur la première ligne et dans la deuxième colonne de la mémoire principale 33 est transférée au pixel situé sur la première ligne et dans la deuxième colonne de la mémoire vidéo 34. De la même manière, les données a13 et a14 mémorisées dans la mémoire principale 33 sont transférées aux pixels situés respectivement sur la première ligne et dans la troisième colonne et sur la première ligne et dans la quatrième colonne de la mémoire d'image 34. Les données situées sur la deuxième ligne sont transférées de la même manière. C'est-à-dire que les données a21, a22, a23 et a24 situées dans la mémoire principale 33 sont transférées aux pixels situés sur la deuxième ligne et respectivement dans les première, la deuxième, la troisième et la quatrième colonnes de la mémoire vidéo 34. De façon semblable, les données situées sur la troisème ligne de la mémoire principale 33, c'est-à-dire les données a31, a32, a33 et a34, sont transférées aux pixels situés sur la troisième ligne et respectivement dans les première, la deuxième, la troisième et la quatrième colonnes de la mémoire d'image 34. Ainsi, les données d'image contenues dans la mémoire principale 33 sont transférées de manière directe à la mémoire d'image 34 selon leur disposition dans la mémoire principale 33. Lorsque l'image est présentée selon la disposition dans la mémoire d'image 34, une image radiologique telle que la voit l'opérateur est présentée sur l'appareil de contrôle 5. Comme le montre la figure 1 1B, lorsque l'unité centrale de traitement 31 exécute le transfert inverse, la donnée al1 mémorisée au pixel situé sur la to première ligne et dans la première colonne de la mémoire principale 33 est transférée au pixel situé sur la première ligne et dans la quatrième colonne de la mémoire d'image 34. Ensuite, la donnée a12 mémorisée au pixel situé sur la première ligne et dans la deuxième colonne de la mémoire principale 33 est transférée au pixel situé sur la première ligne et dans la troisième colonne de la mémoire d'image 34. De la même manière, les données a13 et a14 mémorisées dans la mémoire principale 33 sont transférées aux pixels situés sur la première ligne et respectivement dans les deuxième et la première colonnes de la mémoire d'image 34. Les données de la deuxième ligne sont transférées de la même manière. C'est- à-dire que les données a21, a22, a23 et a24 mémorisées dans la mémoire principale 33 sont transférées aux pixels situés sur la deuxième ligne et respectivement dans les quatrième, la troisième, la deuxième et la première colonnes de la mémoire d'image 34. De facçon semblable, les données de la troisième ligne de la mémoire principale 33, c'est-à- dire les données a31, a32, a33 et a34, sont transférées aux pixels situés sur la troisième ligne et respectivement dans les quatrième, la troisième, la deuxième et la première colonnes de la mémoire d'image 34. * Ainsi, les données d'image contenues dans la mémoire principale 33 sont transférées de manière inverse à la mémoire d'image 34 de façon que leur disposition soit inversée de façon spéculaire. Lorsque l'image est présentée selon la disposition dans la mémoire d'image 34, une image radiologique telle que la voit le patient est présentée sur l'appareil de contrôle 5. 3 1 2713080 Sur la figure 10, il est jugé au pas b5 si la nouvelle présentation est ordonnée par le commutateur 44b ou ne l'est pas. Si elle l'est, le processus va au pas bl et attend des instructions introduites par le commutateur de présentation inversée 44a. Ensuite, les processus de transfert de données et de présentation sont répétés. Si la nouvelle présentation n'est pas ordonnée, le processus revient au pas al1 de la figure 5. Au pas suivant a1 1, l'unité centrale de traitement 31 met le signal OCCUPE au niveau bas, et le processus revient au pas a2 pour juger successivement si le clavier est ou non actionné et si le signal de pose EXP est ou non introduit. Les figures 12A et 12B montrent des exemples de présentation d'image radiologique. La figure 12A montre un exemple de présentation normale et la figure 12B un exemple de présentation inversée. Une image radiologique du sujet la, par exemple une dent, est présentée sur l'appareil de contrôle 5. Cette image montre que l'extrémité d'un alésoir 73 atteint le trou d'extrémité de l'une 71 des racines 71 et 72 de la dent. La figure 12A correspond à l'image radiologique vue par l'opérateur et la figure 12B correspond à l'image radiologique vue par le patient. Pour signaler à un observateur que le mode actuel de présentation est un mode de présentation inversée, il est prévu une partie de présentation de mode 80 dans laquelle une zone rectangulaire située dans le coin supérieur gauche de l'écran clignote pour indiquer l'inversion. La partie de présentation de mode 80 de l'écran est formée par un procédé dans lequel l'untié centrale de traitement 31 écrit certaines données mémorisées dans la ROM 32 dans une zone de la mémoire d'image 34 qui correspond à la partie de présentation de mode 80. Les figures 13A et 13B montrent d'autres exemples de présentation d'image radiologique. La figure 13A montre un exemple de présentation normale et la figure 13B un exemple de présentation inversée. Comme la figure 12, ces figures montrent la position relative du trou d'extrémité de la racine 71 et de l'extrémité de l'alésoir 73. La figure 13A correspond à l'image radiologique vue par l'opérateur et la figure 13B correspond à l'image radiologique vue par le patient. Ces figures diffèrent de la figure 12 sur les points suivants. Pour signaler à l'observateur le mode de présentation, sur la figure 13A, un caractère R (droite) 81 est affiché dans le coin inférieur gauche de l'écran et un caractère L (gauche) 82 affiché dans le coin inférieur droit de l'écran, ce qui 32 2713080 indique le mode de présentation normal. Sur la figure 13B, un caractère L inversé 83 est affiché dans le coin inférieur gauche de l'écran et un caractère R inversé 84 affiché dans le coin inférieur droit de l'écran, ce qui indique le mode de présentation inversé. Les caractères 81 et 82 et les caractères inversés 83 et 84 affichés sur l'écran sont formés par un traitement dans lequel l'unité centrale de traitement 31 écrit certaines données de système de caractères mémorisées dans la ROM 32 dans des zones données de la mémoire d'image 34. io La figure 14 montre un autre exemple de présentation d'image radiologique. Dans cet exemple est exécutée une multiprésentation ayant une zone principale d'écran 90 et quatre zones secondaires d'écran éclatées 91. L'image radiologique obtenue lors de la pose immédiatement précédente est présentée dans la zone principale 90 et les images obtenues juste avant sont présentées dans les zones éclatées 91. Dans le coin supérieur gauche des zones o est présentée une image inversée est formée la partie de présentation de mode 80 dans laquelle une zone rectangulaire clignote comme représenté sur la figure 12. La figure 15 montre encore un autre exemple de présentation d'image radiologique. Une image radiologique du sujet la est présentée sur l'écran de l'appareil de contrôle 5. Sur le panneau de commande de l'appareil de contrôle sont prévues une lampe de présentation normale 85 et une lampe de présentation inversée 86 et la seconde clignote pour attirer l'attention de l'observateur. Les figures 12 à 15 montrent des exemples dans lesquels des images radiologiques sont présentées sur l'appareil de contrôle 5. En cas d'utilisation de l'imprimante vidéo 6 de la figure 4, des images semblables à celles indiquées ci-dessus peuvent être présentées sur une feuille d'enregistrement. Ainsi, le fait que l'unité centrale de traitement 31 exécute le transfert des données en inversant celles-ci est indiqué sur l'écran de l'appareil de contrôle ou sur une feuille d'enregistrement de l'imprimante vidéo 6 au moyen des lampes 85 et 86 du panneau de commande, ce qui permet à l'observateur d'être informé de façon sûre du mode de présentation. 33 2713080 La figure 16 est un schéma fonctionnel montrant la constitution électrique d'une autre réalisation de l'invention. L'appareil d'imagerie radiologique comprend le groupe radiogène 10 pour l'irradiation aux rayons X du sujet la, par exemple une dent, le contrôleur radiologique 20 pour la commande de la durée d'émission de rayons X, etc. du groupe radiogène 10, le déclencheur de pose 21 pour la mise en action du contrôleur radiologique 20 pour l'exécution d'une pose, le dispositif imageur 2 pour l'imagerie des rayons X qui ont traversé l'sujet la, un amplificateur à gain variable 103 pour l'amplification avec un gain io déterminé d'un signal d'image converti dans le dispositif imageur 2, le dispositif de traitement d'image 4 pour la réception du signal d'image émis par l'amplificateur à gain variable 103 et l'exécution d'un traitement d'image déterminé, et l'appareil de contrôle 5 etiou une imprimante vidéo (non représentée) pour la présentation ou l'enregistrement des données d'image traitées par le dispositif de traitement d'image 4. L'appareil d'imagerie radiologique comprend en outre un dispositif de commande de gain 107 pour la commande du gain de l'amplificateur à gain variable 103, un commutateur de gain 106 pour l'indication du gain à imposer au dispositif de commande de gain 107, un commutateur de choix de dimensions physiques 122 pour l'introduction d'information concernant les dimensions physiques du patient 1, un commutateur de choix de région d'imagerie 123 pour l'introduction d'information concernant une région d'imagerie du patient 1, et une table 121 pour la détermination de la durée d'émission de rayons X du groupe radiogène d'après l'information concernant les dimensions physiques, introduite au moyen du commutateur 122, l'information concernant la région d'imagerie, introduite au moyen du commutateur 123, et l'information concernant le gain, choisie au moyen du commutateur 106. Le groupe radiogène 10 fonctionne avec une tension et un courant de tube donnés. Lorsqu'une haute tension est appliquée au tube radiogène en réponse au signal de pose émis par le contrôleur radiologique 20, le groupe radiogène produit des rayons X. La dose de rayons X est réglée par augmentation ou diminution du temps de pose. En général, la tension et le courant de tube, une fois fixés, ne sont pas fréquemment changés. 34 2713080 Lorsque l'opérateur appuie sur le déclencheur de pose 21, le contrôleur radiologique 20 envoie au groupe radiogène 10 un signal de pose correspondant à la durée de production de rayons X, d'après le temps de pose indiqué par la table 121. Dans le dispositif imageur 2, les charges accumulées pendant une durée déterminée sont lues périodiquement d'après un signal d'horloge donné, de sorte que les charges excédentaires dues à l'excitation thermique et aux rayons X diffusés ne restent pas dans l'appareil. Lorsque l'imagerie radiologique doit être exécutée, l'opération de lecture est arrêtée et des chages sont accumulées. Après l'imagerie radiologique, l'opération de lecture reprend. Le gain de l'amplificateur à gain variable 103 est changé d'après un signal de gain émis par le dispositif de commande de gain 107. Il est employé comme amplificateur à gain variable 103, par exemple, un amplificateur dans lequel le rapport de résistances de contre-réaction d'un amplificateur opérationnel est changé pas à pas par un relais ou un amplificateur commandé en tension dont le gain est réglable de façon continue par un signal de tension. Comme représenté sur la figure 17B, par exemple, le commutateur de gain 106 est constitué de commutateurs de panneau 106a, 106b et 106c qui permettent de choisir le gain parmi les trois modes suivants: un haut gain H auquel la dose de rayons X est réduite et le signal du dispositif imageur 2 est amplifié avec une haute sensibilité, un moyen gain M auquel le signal est amplifié avec une sensibilité moyenne, et un bas gain L auquel la dose de rayons X est augmentée et le signal est amplifié avec une faible sensibilité. L'opérateur choisit le gain en appuyant sur un des commutateurs de panneau, et une lampe P située au- dessus du commutateur actionné s'allume. Les gains pouvant être choisis ne sont pas limités à ceux des trois modes précités. Le gain peut être réglé de façon progressive au moyen d'une résistance variable ou d'un élément semblable. Le dispositif de commande de gain 107 est configuré par l'unité centrale de traitement 31, etc.. D'après le gain choisi au moyen du commutateur 106, le dispositif de commande de gain 107 envoie l'information de gain à la table 121 et le signal de gain à l'amplificateur à gain variable 103. 2713080 Comme représenté sur la figure 17A, par exemple, le commutateur de dimensions physiques 122 est constitué de commutateurs de panneau 122a, 122b, 122c et 122d qui permettent de choisir un des quatre modes suivants: enfant, femme, normal et anormal. L'opérateur introduit l'information concernant les dimensions physiques du patient 1 en appuyant sur un de ces commutateurs de panneau et une lampe P située au- dessus du commutateur actionné s'allume. L'information de dimensions physiques pouvant être choisie n'est pas limitée aux quatre modes précités. L'information de dimlensions io physiques peut être réglée de facçon progressive au moyen d'une résistance variable ou d'un élément semblable. Comme représenté sur la figure 17A, par exemple, le commutateur de choix de région d'imagerie 123 est constitué de commutateurs de panneau 123a à 123g qui permettent de choisir une région d'imagerie parmi les sept modes suivants: première à troisième parties de la mâchoire supérieure, première à troisième parties de la mâchoire inférieure, quatrième et cinquième parties de la mâchoire supérieure, quatrième et cinquième parties de la mâchoire inférieure, sixième à huitième parties de la mâchoire supérieure, sixième à huitième parties de la mâchoire inférieure et articulation. L'opérateur introduit l'information concernant la région d'imagerie du patient 1 en appuyant sur un de ces commutateurs de panneau, et une lampe P située au-dessus ou au- dessous du commutateur actionné s'allume. L'information de région d'imagerie qui peut être choisie n'est pas limitée aux sept modes précités. Le tableau 121 contient des temps de pose par exemple correspondant au total à 84 (= 4 x 7 x 3) combinaisons des quatre modes d'information de dimensions physiques, des sept modes d'information de région d'imagerie et des trois modes d'information de gain indiqués ci-dessus. Ces temps de pose sont mis en mémoire préalablement. La table 121 indique au contrôleur radiologique 20 le temps de pose déterminé d'après l'information introduite. Le temps de pose ainsi déterminé est affiché sur un panneau afficheur numérique 124 représenté sur la figure 17. Au lieu de la table 121 peut être utilisé un circuit d'opérations numériques qui numérise l'information et exécute un calcul déterminé sur I'information numérisée. 36 2713080 On va maintenant décrire le fonctionnement. D'abord, l'opérateur évalue les dimensions physiques du patient 1 et appuie sur le commutateur 122 correspondant à celles-ci, et appuie sur le commutateur de choix de région d'imagerie 123 correspondant à la région d'imagerie. Ensuite, l'opérateur appuie sur le commutateur de gain 106 d'après l'affection à diagnostiquer. Lorsqu'il s'agit d'exécuter un traitement d'une dent gâtée ou un traitement de canal radiculaire, par exemple, il choisit le haut gain, auquel on a une faible dose d'exposition et une basse qualité d'image, et, lorsqu'il s'agit de traiter une périodontite ou un cancer, il choisit le bas gain, auquel on a une haute dose d'exposition et une haute qualité d'image. En réponse à l'actionnement des commutateurs, un temps de pose déterminé est fixé à partir des combinaisons préalablement mises en mémoire dans la table 121 et indiqué au contrôleur radiologique 20. Ensuite, I'opérateur appuie sur le déclencheur de pose 21, et le contrôleur radiologique 20 envoie au groupe radiogène 10 un signal de pose correspondant à la période de production de rayons X d'après le temps de pose indiqué par la table 121. Le groupe radiogène 10 produit des rayons X pendant tout le temps de pose. Lorsque les rayons X traversent le sujet 1 a et atteignent le dispositif imageur 2, des charges correspondant à l'image radiologique frappant celui-ci s'accumulent, et sont ensuite, à l'issue de la pose, émises comme signal d'image. Le signal d'image émis du dispositif imageur 2 est amplifié par l'amplificateur à gain variable 103 avec le gain indiqué par le dispositif de commande de gain 107 et ensuite envoyé au dispositif de traitement d'image 4 à l'étape suivante pour être soumis à un traitement d'image déterminé. L'image radiologique obtenue est présentée par l'appareil de contrôle 5 ou l'imprimante vidéo en vue de son utilisation pour le diagnostic. Comme indiqué ci-dessus, des conditions appropriées de production de rayons X et de traitement de l'image peuvent être fixées facilement et de façon sûre par indication de l'information de dimensions physiques, de l'information de région d'imagerie et de l'information de gain. En outre, il est possible d'obtenir une image radiologique qui corresponde à l'état du mal et convienne très bien au diagnostic. 37 2713080 La figure 18 est un schéma fonctionnel montrant la constitution électrique d'encore une autre réalisation de l'invention. L'appareil d'imagerie radiologique de cette réalisation a une constitution semblable à celle de l'appareil de la fig. 16, excepté que le commutateur de choix de gain 106 de la figure 16 n'est pas prévu, qu'un commutateur de choix de qualité d'image 125 est relié à la table 121 et qu'un signal de gain est transmis de la table 121 au dispositif de commande de gain 107. Comme représenté sur la figure 19, par exemple, le commutateur de choix de qualité d'image 125 est constitué de commutateurs de panneau 125a, 125b et c qui permettent de choisir une qualité d'image parmi les trois modessuivants: une haute qualité d'image H à laquelle la dose d'exposition est augmentée et une image de haute définition est obtenue, une moyenne qualité d'image M à laquelle une qualité d'image ordinaire est obtenue, et une basse qualité d'image L à laquelle la dose d'exposition est réduite et une image de basse définition est obtenue. L'opérateur choisit la qualité d'image en appuyant sur un de ces commutateurs de panneau, et une lampe P située à gauche du commutateur actionné s'allume. Les qualités d'image pouvant être choisies ne sont pas limitées aux trois modes précités. La qualité d'image peut être réglée de façcon progressive au moyen d'une résistance variable ou d'un élément semblable. Comme celui de la figure 17A, le commutateur de dimensions physiques 122 est constitué par exemple, comme représenté sur la figure 19, de commutateurs de panneau 122a, 122b, 122c et 122d qui permettent de choisir un des quatre modes enfant, femme, normal et anormal. Comme celui de la figure 17A, le commutateur de région d'imagerie 123 est constitué par exemple, comme représenté sur la figure 19, de commutateurs de panneau 123a à 123g qui permettent de choisir une région d'imagerie parmi les sept modes suivants: première à troisième partie de la mâchoire supérieure, première à troisième partie de la mâchoire inférieure, quatrième et cinquième partie de la mâchoire supérieure, quatrième et cinquième partie de la mâchoire inférieure, sixième à huitième partie de la mâchoire supérieure, sixième à huitième partie de la mâchoire inférieure et articulation. 38 2713080 La table 121 contient des temps de pose qui par exemple correspondent au total à 84 (= 4 x 7 x 3) combinaisons des quatre modes d'information de dimensions physiques, des sept modes d'information de région d'imagerie et des trois modes d'information de qualité d'image indiqués ci- dessus. Ces temps de pose sont mis en mémoire préalablement. La table 121 indique au contrôleur radiologique 20 le temps de pose déterminé d'après l'information introduite et indique au dispositif de commande de gain 107 le gain déterminé d'après l'information introduite. Le temps de pose ainsi déterminé est affiché sur un panneau afficheur numérique 124 représenté sur la figure 19. Au lieu de la table 121 peut être utilisé un circuit d'opérations numériques dans lequel sont exécutés une numérisation de l'information et un calcul déterminé sur l'information numérisée. Le dispositif de commande de gain 107 est configuré par l'unité centrale de traitement, etc.. D'après le signal de gain émis par la table 121, le dispositif de commande de gain 107 envoie le signal de gain à l'amplificateur à gain variable 103. On va maintenant décrire le fonctionnement. D'abord, l'opérateur évalue les dimensions physiques du patient 1 et appuie sur le commutateur 122 correspondant à celles-ci, et appuie sur le commutateur de choix de région d'imagerie 123 correspondant à la région d'imagerie. Ensuite, l'opérateur appuie sur le commutateur de choix de qualité d'image 126 d'après l'état du mal à diagnostiquer. Lorsqu'il s'agit d'exécuter un traitement d'une dent gâtée ou un traitement de canal radiculaire, par exemple, il choisit la basse qualité d'image L et, lorsqu'il s'agit de traiter une périodontite ou un cancer, il choisit la haute qualité d'image H. En réponse à l'actionnement des commutateurs, un temps de pose et un gain sont déterminés parmi les combinaisons préalablement mises en mémoire dans la table 121, et ce temps de pose et ce gain sont indiqués respectivement au contrôleur radiologique 20 et au dispositif de commande de gain 107. Ensuite, l'opérateur appuie sur le déclencheur de pose 21, et le contrôleur radiologique 20 envoie au groupe radiogène 10 un signal de pose correspondant à la période de production de rayons X d'après le temps de 39 2713080 pose indiqué par la table 121. Le groupe radiogène 10 produit des rayons X pendant tout le temps de pose. Lorsque les rayons X traversent le sujet 1 a et atteignent le dispositif imageur 2, des charges correspondant à l'image radiologique frappant celui-ci s'accumulent, et sont ensuite, à l'issue de la pose, émises comme signal d'image. Le signal d'image émis du dispositif imageur 2 est amplifié par l'amplificateur à gain variable 103 avec le gain indiqué par le dispositif de commande de gain 107 et ensuite envoyé au dispositif de traitement d'image 4 o10 à l'étape suivante pour être soumis à un traitement d'image déterminé. L'image radiologique obtenue est présentée par l'appareil de contrôle 5 ou l'imprimante vidéo en vue de son utilisation pour le diagnostic. Comme indiqué ci-dessus, des conditions appropriées de production de rayons X et de traitement de l'image peuvent être fixées facilement et de façon sûre par indication de l'information de dimensions physiques, de l'information de région d'imagerie et de l'information de qualité d'image. En outre, il est possible d'obtenir une image radiologique qui corresponde à l'état du mal et convienne très bien au diagnostic. Il a été présenté ci-dessus des exemples dans lesquels un capteur à CCD est utilisé comme dispositif imageur 2. Au lieu de cela, il peut aussi être utilisé un autre dispositif imageur tel qu'une caméra de télévision radiologique et un intensificateur d'image. REVENDICATIONS 1.- Appareil d'imagerie radiologique dentaire comprenant: un émetteur radiogène (10, 13, 20) pour l'irradiation aux rayons X d'une région intrabuccale d'un sujet (la), un dispositif imageur (2) pour la détection d'une image radiologique de cette région intrabuccale et un dispositif de traitement d'image (4) pour la lecture de l'image radiologique détectée par ce dispositif imageur (2) et l'exécution d'un traitement d'image déterminé, dans lequel un signal d'occupation (OCCUPE), indiquant que le dispositif de traitement d'image (4) est en train d'exécuter le traitement, est envoyé à l'émetteur radiogène (20) pendant la période de traitement du dispositif de traitement d'image (4), et l'émission de rayons X est arrêtée lorsque l'émetteur radiogène (20) reçoit le signal d'occupation. 2.- Appareil d'imagerie radiologique dentaire selon la revendication 1, dans lequel l'émetteur radiogène comprend: un groupe radiogene (10) et un contrôleur radiologique (20) pour la production d'un signal de déclenchement pour la mise en action de ce groupe radiogène (10), et le signal de déclenchement n'est pas produit lorsque le contrôleur radiologique (20) reçoit le signal d'occupation (OCCUPE). 3.- Appareil d'imagerie radiologique dentaire selon la revendication 1, dans lequel l'émetteur radiogène comprend: un tube radiogène (13) pour la production de rayons X et un circuit haute tension (HT) pour la fourniture d'une haute tension à ce tube radiogène (13), et la fourniture de la haute tension est arrêtée d'après le signal d'occupation. 4.- Détecteur de production de rayons X pour la détection de la production de rayons X par un groupe radiogène (10) comprenant un tube radiogène (13) et un circuit haute tension (HT) pour l'application d'une haute tension à ce tube radiogène, ce détecteur comprenant: 41 2713080 un détecteur de tension (R1, R2) pour la détection de la tension fournie au circuit haute tension (HT) et un générateur de signal de pose (55) pour la production d'un signal de pose (EXP) indiquant une période de production de rayons X d'après la sortie du détecteur de tension (R1, R2). 5.- Détecteur de production de rayons X pour la détection de la production de rayons X par un groupe radiogène (10) comprenant un tube radiogène (13) et un circuit haute tension (HT) pour l'application d'une haute tension à ce tube radiogène, le détecteur comprenant: un détecteur de courant (56) pour la détection du courant fourni au circuit haute tension (HT) et un générateur de signal de pose (55) pour la production d'un signal de pose (EXP) indiquant une période de production de rayons X d'après la sortie du détecteur de courant (56). 6.- Détecteur de production de rayons X pour la détection de la production de rayons X par un groupe radiogène (10) comprenant un tube radiogène (13) et un circuit haute tension (HT) pour l'application d'une haute tension à ce tube radiogène, le détecteur comprenant: un détecteur de rayons X (57) pour la détection des rayons X émis par le tube radiogène (13) et un générateur de signal de pose (55) pour la production d'un signal de pose (EXP) indiquant une période de production de rayons X d'après la sortie du détecteur de rayons X (57). 7.- Appareil d'imagerie radiologique comprenant: un groupe radiogène (10) pour l'irradiation aux rayons X d'un sujet (la), un dispositif imageur (2) pour la détection d'une image radiologique de ce sujet et un dispositif de traitement d'image (4) pour la lecture de l'image radiologique détectée par le dispositif imageur (2) et l'exécution d'un traitement d'image déterminé, cet appareil comprenant en outre le détecteur de production de rayons X (R1, R2, 55) de la revendication 4, et 42 2713080 une opération de lecture de l'image radiologique dans le dispositif imageur (2) est lancée d'après un signal de pose (EXP) émis par le détecteur de production de rayons X (55). 8.- Appareil d'imagerie radiologique comprenant: un groupe radiogène (10) pour l'irradiation aux rayons X d'un sujet (la), un dispositif imageur (2) pour la détection d'une image radiologique de ce sujet et un dispositif de traitement d'image (4) pour la lecture de l'image radiologique io détectée par le dispositif imageur (2) et l'exécution d'un traitement d'image déterminé, cet appareil comprenant en outre le détecteur de production de rayons X (56, ) de la revendication 5, et une opération de lecture de l'image radiologique dans le dispositif imageur (2) étant lancée d'après un signal de pose (EXP) émis par le détecteur de production de rayons X (55). 9.- Appareil d'imagerie radiologique comprenant: un groupe radiogène (10) pour l'irradiation aux rayons X d'un sujet (la), un dispositif imageur (2) pour la détection d'une image radiologique de ce sujet et un dispositif de traitement d'image (4) pour la lecture de l'image radiologique détectée par le dispositif imageur (2) et l'exécution d'un traitement d'image déterminé, cet appareil comprenant en outre le détecteur de production de rayons X (57, ) de la revendication 6, et une opération de lecture de l'image radiologique dans le dispositif imageur (2) étant lancée d'après un signal de pose (EXP) émis par le détecteur de production de rayons X (55). 10.- Appareil de présentation d'image radiologique comprenant: un premier et un deuxième moyen de mémorisation (33, 34) pour la mémorisation de données d'image radiologique d'un sujet (la), des moyens de transfert de données (31, 36) pour le transfert de données d'image radiologique mémorisées dans le premier moyen de mémorisation (33) au deuxième moyen de mémorisation (34) et 43 2713080 des moyens de présentation d'image (5, 6) pour la présentation de données d'image radiologique mémorisées dans le deuxième moyen de mémorisation (34) sur un écran ou un support d'enregistrement, dans lequel les moyens de transfert de données (31, 36) transfèrent les données au deuxième moyen de mémorisation (34) de façon telle que la disposition des données d'image radiologique dans le premier moyen de mémorisation (33) soit inversée de façon spéculaire, cet appareil comprenant en outre des moyens de présentation de mode de to transfert (81 à 86) pour la présentation d'information indiquant que les moyens de transfert de données (31, 36) exécutent le transfert des données en les inversant. 1.- Appareil de présentation d'image radiologique selon la revendication 10, dans lequel les moyens de transfert de données (31, 36) comprennent des moyens de sélection de mode de transfert (44a, 44b) pour la sélection comme mode de transfert d'un des modes suivants: un mode normal, dans lequel les données sont transférées au deuxième moyen de mémorisation (34) selon la disposition des données d'image radiologique dans le premier moyen de mémorisation (33), et un mode inverse, dans lequel les données sont transférées au deuxième moyen de mémorisation (34) avec inversion spéculaire de la disposition des données d'image radiologique dans le premier moyen de mémorisation (33). 12.- Appareil d'imagerie radiologique comprenant: un groupe radiogène (10) pour l'irradiation aux rayons X d'un sujet (la), un contrôleur radiologique (20) pour la commande du temps de pose de ce groupe radiogène (10), un dispositif imageur (2) pour l'imagerie des rayons X qui ont traversé le sujet, un amplificateur (103) pour l'amplification d'un signal émis par ce dispositif imageur (2) avec un gain déterminé et un dispositif de traitement d'image (4) pour le traitement d'un signal émis par cet amplificateur (103) et la présentation de l'image radiologique, cet appareil comprenant en outre: un moyen d'introduction (122) pour l'introduction d'information concernant les dimensions physiques du sujet, un moyen d'introduction (123) pour l'introduction d'information concernant la région d'imagerie du sujet, un moyen de réglage de gain (106) pour le réglage du gain de l'amplificateur et un moyen de décision (121) pour la détermination du temps de pose du groupe radiogène (10) d'après l'information de dimensions physiques introduite par le moyen afférent (122), l'information de région d'imagerie introduite par le moyen afférent (123) et l'information de gain fixée par le moyen de réglage de gain (106). 13.- Appareil d'imagerie radiologique comprenant: un groupe radiogène (10) pour l'irradiation aux rayons X d'un sujet (la), un contrôleur radiologique (20) pour la commande du temps de pose de ce groupe radiogène (10), un dispositif imageur (2) pour l'imagerie des rayons X qui ont traversé le sujet, un amplificateur (103) pour l'amplification d'un signal émis par ce dispositif imageur (2) avec un gain déterminé et un dispositif de traitement d'image (4) pour le traitement d'un signal émis par cet amplificateur (103) et la présentation de l'image radiologique, cet appareil comprenant en outre: un moyen d'introduction (122) pour l'introduction d'information concernant les dimensions physiques du sujet, un moyen d'introduction (123) pour l'introduction d'information concernant la région d'imagerie du sujet, un moyen de choix de qualité d'image (125) pour le choix qualité de l'image radiologique et un moyen de décision (121) pour la détermination du temps de pose du groupe radiogène (10) et la fixation du gain de l'amplificateur (103) d'après l'information de dimensions physiques introduite par le moyen afférent (122), l'information de région d'imagerie introduite par le moyen afférent (123) et I'information de qualité d'image choisie par le moyen de choix afférent (125).