FR 2741723 A1 19970530 FR 9614197 A 19961121 SYSTÈME ÉLABORÉ DE MÉDECINE NUCLÉAIRE La présente invention se rapporte à l'art de l'imagerie de médecine nucléaire et en particulier à des systèmes numériques de médecine nucléaire. La figure 1 montre un schéma fonctionnel d'un système généralisé de médecine nucléaire 550 de l'art antérieur, utilisé pour former l'image d'un patient 504. Le système sert à produire des images de concentrations de radionucléides dans le patient 504. On injecte au patient 504 un produit pharmaceutique radioactif qui forme habituellement au moins une concentration 506 dans des parties de l'anatomie du patient 504. On place le patient 504 dans une zone d'examen (non représentée) pour qu'un cristal détecteur à scintillation 500 puisse détecter des rayons gamma émis par les produits pharmaceutiques radioactifs dans la concentration 506. En imagerie aux rayons X, on mesure l'atténuation des rayons X par des organes et des os internes comme un phénomène ondulatoire. L'amplitude de l'onde mesurée reflète l'importance de l'obstruction sur son trajet. En imagerie de médecine nucléaire, on traite des rayons gamma émis par des matières radioactives comme un phénomène particulaire. Chaque photon mesuré correspond à un événement de rayonnement et le nombre d'événements de rayonnement provenant d'une région reflète la concentration de la matière radioactive dans cette région. Cependant, I'énergie des événements indique s'ils se sont propagés directement depuis la concentration 506 ou s'ils trouvent leur origine dans une région différente de l'anatomie et ont été diffusés. Ce dont il résulte que la conception de systèmes de médecine nucléaire accentue le filtrage des événements de rayonnement réels par rapport aux événements diffusés (dont l'origine est inconnue). En raison de la faible interaction entre les rayons gamma et la matière et du souhait d'utiliser des doses de radioactivité faibles, des rayons gamma ne sont pas captés sur le film ou par des détecteurs comme ceux utilisés dans les systèmes de CT à rayons X. Le rayonnement gamma émis par le produit pharmaceutique radioactif interagit avec le cristal détecteur 500 pour produire des éclairs de lumière minuscules. Chaque événement de rayonnement produit un éclair de lumière dans le détecteur 500. Plusieurs d'une pluralité de photomultiplieurs 502 détectent cet éclair de lumière et produisent un courant électrique fonction de l'intensité de la lumière détectée par le photomultiplieur individuel. Les contributions des photomultiplieurs 502 s'ajoutent les unes aux autres pour déterminer la quantité d'énergie de l'événement et, donc, sa validité. En plus, on détermine la localisation de l'événement en analysant les signaux provenant de chacun des photomultiplieurs 502. Chaque photomultiplieur 502 possède son propre circuit de traitement de signal. Le courant électrique produit par chaque multiplieur 502 est amplifié par un amplificateur 508 et il est ensuite retardé et mis en forme par un circuit de mise en forme/retardement 512. Le but de la mise en forme du signal est de comprimer le signal. La plupart des systèmes de médecine nucléaire sont déclenchés par événement et arrêtés par événement. Ainsi, lorsqu'un événement est enregistré le système le traite et aucun événement supplémentaire ne peut être enregistré ou traité pendant que le premier événement est en cours de traitement. La compression raccourcit la durée d'un événement de sorte que le temps de traitement (intégration) est plus court et que le débit maximal d'événements est plus élevé. Typiquement, le circuit de mise en forme/retardement 512 se déclenche seulement si l'événement de rayonnement a une énergie totale qui est à l'intérieur d'une fenêtre d'énergie de largeur spécifique. Autrement, l'événement mesuré est probablement un événement de diffusion sans intérêt et on l'élimine. Les sorties de tous les amplificateurs 508 sont additionnées par un additionneur 510. La somme calculée par l'additionneur 510 est utilisée par un module de déblocage 514 pour déclencher de manière sélective le circuit de mise en forme/retardement 512 en fonction de la somme. Si la somme est à l'intérieur d'une plage de valeurs prédéterminée, le module de déblocage 514 déclenche le circuit de mise en forme/retardement 512 pour traiter l'événement de rayonnement. On doit noter que l'énergie totale de l'événement est prédéterminée grossièrement. En utilisant le retard, l'intégration à pleine échelle démarre éventuellement seulement si l'énergie approchée tombe à l'intérieur de limites prédéfinies. Un intégrateur 516 intègre le signal produit par le circuit de mise en forme/retardement 512 pour trouver l'énergie totale associée à l'événement de rayonnement par un photomultiplieur 502 spécifique. Un résultat important de l'intégration est la réduction du bruit. Dans de nombreux systèmes de mesure, même s'il n'y a pas d'événement en cours de mesure, il y a un niveau de courant continu parasite, habituellement appelé tension de base. Typiquement, on soustrait cette tension de base du signal avant intégration. Autrement, le signal intégré contient une grande partie (inconnue) provenant de la base. Ce traitement s'appelle rétablissement de la base. Les circuits détecteurs individuels sont connectés à un module de traitement d'événements 519 unique. Pour unifier les circuits, un séquenceur 517 séquence les résultats provenant de tous les intégrateurs 516 et les passe en série au module de traitement d'événements 51 9. Typiquement, on convertit le signal analogique en un signal numérique après intégration. La conversion des signaux analogiques en signaux numériques pose des problèmes pour les courtes durées d'impulsion typiques de l'imagerie de médecine nucléaire. En particulier, les convertisseurs d'analogique en numérique ont tendance: (a) à avoir des définitions relativement basses (b) à être non linéaires dans leurs réponses; et (c) à avoir des courbes de réponse qui varient entre les convertisseurs et dans un même convertisseur avec le temps. Le brevet US numéro 5 371 362 décrit un système de mesure et de correction de base. Les signaux sortis de chaque photomultiplieur sont échantillonnés par un convertisseur d'analogique en numérique (A/D) et analysés pour déterminer les valeurs de la tension de base entre des événements de rayonnement. On soustrait, des signaux échantillons, la tension de base déterminée, pour donner des signaux corrigés en ce qui concerne la base. L'ajout d'une tension d'échelle mobile au signal de sortie de photomultiplieur est également décrit. Une tension d'échelle mobile est produite par le système en fonction de l'amplitude du signal échantillonné. On ajoute la tension d'échelle mobile au signal provenant des photomultiplieurs de façon telle que son amplitude soit à l'intérieur de la plage linéaire du convertisseur d'analogique en numérique. Dans le système APEX, on ajoute au signal analogique avant conversion, un signal d'échelle mobile ayant un temps de cycle qui est de 64 événements de longueur. L'échelle mobile est commandée par événement, donc, le signal d'échelle mobile est constant pendant la durée de chaque événement et varie d'un niveau entre des événements. La figure 2A montre un signal analogique produit par des tubes photomultiplieurs 502 et la figure 2B montre un signal d'échelle mobile tel que décrit ici. Puisque le cycle du signal d'échelle mobile est seulement de 64 événements de longueur, la contribution moyenne du signal d'échelle mobile est nulle sur de longues périodes de temps (et 64 événements). En se référant de nouveau à la figure 1, le traitement d'événement démarre par la détermination de la position en X-Y de l'événement de rayonnement sur la tête de détecteur 500. Seuls des signaux puissants sont utiles pour cette détermination. Donc, un sélecteur 518 sélectionne seulement les résultats d'intégration qui sont au-dessus d'un seuil. Un normaliseur 520 normalise les résultats sélectionnés pour rendre leur somme constante, et un calculateur de position 522 utilise les résultats normalisés pour effectuer un calcul arithmétique d'Anger et pour calculer la position de l'événement de rayonnement dans le plan du détecteur 500. Typiquement, certains des calculs arithmétiques d'Anger s'effectuent par une matrice de résistances pondérées. Ces résistances sont connectées directement aux photomultiplieurs 502 et calculent les sommes pondérées des signaux provenant des photomultiplieurs 502. Après la détermination de position, on corrige les événements de rayonnement en ce qui concerne les erreurs de linéarité, les erreurs d'énergie et les erreurs de sensibilité variable à l'aide d'un correcteur d'événement 524. Les erreurs de linéarité sont des erreurs systématiques dans le calcul de position par le calcul arithmétique d'Anger. Les erreurs de sensibilité sont provoquées par le détecteur 500 qui a une sensibilité dépendante de la position, c'est-à-dire que certaines parties du détecteur 500 détectent naturellement plus d'événements que d'autres parties, même si tout le détecteur 500 recoit un flux d'événements uniforme. Les erreurs d'énergie sont provoquées par la non-détection d'une certaine partie de la lumière produite par un événement, par exemple, la lumière passant à travers les espaces entre les tubes photomultiplieurs 502. Ainsi, le système 550 acquiert comme des événements semblables des événements ayant des niveaux d'énergie dissemblables. Habituellement, les événements dont le niveau d'énergie n'est pas à l'intérieur d'une fenêtre étroite dépendante de la position sont rejetés par le système 550. Dans certains systèmes de médecine nucléaire, on corrige les événements seulement après avoir rejeté les non-événements. Si l'on souhaite transformer l'image (par exemple, I'agrandir), il y a deux solutions possibles. On peut configurer le correcteur 524 pour effectuer la transformation. Cependant, on effectue habituellement toutes les transformations géométriques (les corrections de linéarité et autres) en une seule étape en utilisant une table unique. Ainsi, lorsque la transformation voulue change, on doit recalculer la table de transformation géométrique dans le correcteur 524, ce qui prend du temps. Comme variante, on peut effectuer les transformations sur l'image finale. Cependant, la qualité de l'image transformée sera plus faible que la qualité de l'image d'origine, en raison des effets de crénelage. La production d'image par un processeur d'image 526 termine le traitement des événements de rayonnement de sorte que l'on peut afficher une image terminée sur un écran 528. Le brevet US numéro 5 345 082 décrit une correction de linéarité en fonction de l'énergie. On mémorise une carte distincte de correction de linéarité pour chacune de plusieurs plages d'énergie. On corrige la détermination de position d'un événement détecté en utilisant la carte de linéarité qui correspond à l'énergie d'événement. Le brevet US numéro 5 276 615 mentionne un système de médecine nucléaire dans lequel les sorties des tubes photomultiplieurs sont échantillonnées directement par un convertisseur d'analogique en numérique. Apparemment, la sommation, I'intégration et la détermination de position sont effectuées de manière numérique sur les sorties échantillonnées. C'est un objectif de la présente invention que de proposer un système d'imagerie nucléaire dont la qualité d'image serait améliorée. Selon un mode de réalisation préféré de l'invention, un système de médecine nucléaire numérique comprend, un module détecteur qui produit un signal électrique analogique en fonction d'un événement de rayonnement incident. Le signal analogique est converti en un signal numérique avant des étapes: (a) d'intégration du signal pour donner une valeur d'énergie pour l'événement; ou (b) de sommation de signaux analogiques provenant d'une pluralité de détecteurs. Après conversion, on rétablit la base du signal numérique et l'on intègre le signal pour donner une valeur d'énergie pour l'événement. En général, le traitement de signaux numériques est plus rapide, plus stable, plus précis et plus souple que le traitement de signaux analogiques. Les systèmes de médecine nucléaire comportent des traitements de signaux intensifs, donc, un système de traitement numérique est avantageux. Cependant, I'étape de conversion de signaux analogiques en leurs homologues numériques dégrade habituellement la définition de signal et ajoute du bruit. Ce dont il résulte que les systèmes de médecine nucléaire de I'art antérieur optimisent leur qualité d'image en retardant la conversion d'analogique en numérique après l'exécution d'au moins une certaine partie du traitement en utilisant des circuits analogiques. La conversion d'analogique en numérique a une définition limitée, cependant, cette définition peut s'améliorer en faisant varier le signal d'entrée. Par exemple, si un convertisseur d'analogique en numérique ayant une définition de 1 convertit un signal constant ayant la valeur de 2,9, la valeur numérique résultante sera de 2, une erreur d'environ 50 %. Cependant, si l'on ajoute un signal périodique ayant l'amplitude de 1 au signal analogique, la valeur analogique résultante oscillera entre 1,9 et 3,9. Si l'on échantillonne ce nouveau signal et si on le convertit plusieurs fois, le signal numérique moyen sera d'environ 2,9. Dans un premier mode de réalisation préféré de la présente invention, on ajoute un signal d'amélioration de définition au signal analogique avant conversion du signal analogique en signal numérique. De préférence, le signal d'amélioration de définition est un signal variant cycliquement dans le temps, ou pseudo-aléatoire, qui oscille plusieurs fois pendant la détection d'un même événement et qui a une précision supérieure à la définition du convertisseur d'analogique en numérique. De façon davantage préférable, le signal d'amélioration de définition a une amplitude de l'ordre de la définition de la conversion d'analogique en numérique. De préférence, la somme du signal d'amélioration de définition sur un temps d'intégration est nulle. Ainsi, le signal d'amélioration de définition n'ajoute pas de bruit au signal intégré, et, en conséquence, il n'a pas besoin d'être corrigé avant intégration. Dans un autre mode de réalisation préféré, spécialement utile lorsque le temps d'intégration du signal numérique n'est pas constant, I'ajout du signal d'amélioration de définition est corrigé en soustrayant, du signal numérique avant rétablissement de la base, un équivalent numérique du signal d'amélioration de définition. De préférence, on synchronise le signal d'amélioration de définition sur le traitement de conversion d'analogique en numérique. Une seconde limitation des convertisseurs d'analogique en numérique est qu'ils ne sont pas linéaires uniformément sur toute leur plage d'acquisition. On peut corriger ces non-uniformités en cartographiant la réponse du convertisseur et en corrigeant certaines des erreurs après acquisition. Cependant, même si l'on cartographie un convertisseur pour corriger ces non-uniformités, lorsque l'on remplace le convertisseur on doit le cartographier de nouveau. De plus, la linéarité des convertisseurs d'analogique en numérique varie avec le temps. Donc, dans un deuxième mode de réalisation préféré de l'invention, on ajoute un signal de d'amélioration de linéarité au signal analogique avant sa conversion en signal numérique. On ajoute le signal d'amélioration de linéarité en plus, ou à la place, du signal d'amélioration de définition. De préférence, le signal d'amélioration de linéarité oscille lentement, de sorte qu'il approche un signal constant pendant le temps d'intégration d'un même événement. En outre, I'amplitude du signal d'amélioration de linéarité est, de préférence, environ 5 % de la plage du convertisseur d'analogique en numérique. La précision du signal d'amélioration de linéarité est, de préférence, supérieure à la définition du convertisseur d'analogique en numérique. Optionnellement, on soustrait, du signal numérique avant rétablissement de la base, un équivalent numérique du signal d'amélioration de linéarité. On doit noter que le signal numérique dont la base a été rétablie par le rétablisseur de base a une précision supérieure au signal numérique produit par le convertisseur d'analogique en numérique. On doit aussi noter que, puisque le signal d'amélioration de linéarité varie lentement, le rétablisseur de base le traite comme un signal de courant continu de sorte que le rétablisseur de base peut s'adapter au signal d'amélioration de linéarité sans circuits spéciaux et sans recevoir, comme entrée, le signal d'amélioration de linéarité. Pour produire une image basée sur une pluralité d'événements de rayonnement, on exécute, de préférence, plusieurs étapes sur chaque événement: (a) on détermine la position de l'événement de rayonnement; (b) on corrige les erreurs de linéarité dans la détermination de position de l'événement; (c) on corrige les erreurs dans la détermination de l'énergie de l'événement; (d) on corrige les erreurs dans la détection de l'événement, par exemple, les erreurs dues à la sensibilité non uniforme du détecteur; (e) on corrige les autres erreurs de détermination de position dans la détermination de position de l'événement, par exemple, les erreurs provoquées par un désalignement mécanique; (f) on transforme la position de l'événement en utilisant une transformation géométrique générale, par exemple, un zoom avant; et (g) on affecte les événements à une position dans un plan d'image. D'une manière générale, lorsque l'on exécute plus de l'un de (b), (e) et (f), on les exécute habituellement en utilisant une carte de transformation unique. Comme variante, on exécute (e) ou (f) sur le plan d'image après (g). Ce procédé présente plusieurs inconvénients. Premièrement, il faut du temps pour calculer la carte de transformation unique. Donc, lorsque l'une quelconque des corrections ou transformations de (b), (e) ou (f) est modifiée, tout le système de médecine nucléaire marque une pause jusqu'à ce que le calcul ait été refait. Deuxièmement, les corrections qui sont fonction du temps sont impossibles à effectuer, puisque la carte de transformation est statique et que le plan d'image n'a pas de dimension temporelle. Troisièmement, si l'on applique une correction à la matrice d'image, le résultat est seulement aussi précis que la définition du plan d'image, qui est, objectivement de 6 à 8 binaires et n'excède pas habituellement 10 binaires. Dans un mode de réalisation préféré de l'invention, les étapes (a) à (f) sont exécutées comme des étapes distinctes, indépendantes, sur chaque événement individuel. Donc, on affecte un événement au plan d'image seulement après lui avoir appliqué toutes les transformations et corrections voulues. Ce dont il résulte que l'on applique à chaque événement des corrections et des transformations différentes, non constantes, éventuellement basées sur le temps. De plus, la précision des étapes de (a) à (e) est aussi grande que le système de calcul, elle n'est pas limitée par la définition du plan d'image. Une correction préférée basée sur le temps corrige les distorsions provoquées par certains produits pharmaceutiques radioactifs se détériorant rapidement pendant une session de médecine nucléaire. On donne aux événements qui se produisent plus tard dans la session des poids plus élevés pour compenser cette détérioration. Une autre correction non constante préférée est une correction du désalignement mécanique. Dans un système tomographique typique de médecine nucléaire, on fait tourner des ensembles détecteurs autour d'un patient. Cependant, les ensembles détecteurs fléchissent en fonction de leur poids. En outre, le centre de rotation des ensembles n'est pas toujours exactement au centre du plan de projection. Dans un mode de réalisation préféré de l'invention, I'erreur de position de l'événement provoquée par le fléchissement des détecteurs de caméra est corrigée par l'application à chaque événement d'une transformation géométrique basée sur un angle. On corrige aussi le centre de rotation par application à l'événement d'une seconde transformation géométrique. On peut combiner ces corrections dans une transformation géométrique unique. Encore une autre correction non constante préférée est une correction de vitesse pour le balayage rectiligne, suivant lequel un détecteur balaye le corps du patient. Dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, les variations de vitesse sont corrigées en donnant à chaque événement une position fonction du poids, d'après la vitesse du détecteur à cette position. Une transformation géométrique préférée consiste à convertir une image de faisceau en éventail en une image de faisceau parallèle pour utiliser de façon optimale à la fois le détecteur et la zone de plan d'image. Dans un l1 mode de réalisation préféré de la présente invention, on forme l'image d'une petite partie du corps du patient en utilisant un collimateur de faisceau en éventail. Cependant, on corrige la position des événements de rayonnement, afin de les affecter au plan d'image, pour simuler l'utilisation d'un collimateur de faisceau parallèle. Ainsi, on affiche une image de faisceau en éventail à haute définition sans les distorsions typiques provoquées par le collimateur de faisceau en éventail. Puisque chaque événement est pourvu d'un poids, on peut corriger plusieurs types d'irrégularités en faisant varier la pondération de chaque événement. On obtient la correction de sensibilité, dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, en cartographiant d'abord l'uniformité de sensibilité du détecteur et, pendant l'acquisition, en donnant à chaque événement un poids (fractionnaire) qui est fonction de la position d'événement dans le détecteur. Si des événements de rayonnement se produisent plus rapidement que le système de médecine nucléaire peut les traiter, on perd les événements. Dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, un compteur d'événements compte le nombre des événements réels. On donne un poids plus élevé à un événement arrivant d'une localisation de patient qui perd des événements en raison du nombre élevé d'événements provenant de cette localisation. Dans un autre mode de réalisation préféré, on donne aux événements se produisant pendant une prise de vue brève un poids plus élevé qu'aux événements se produisant pendant des temps de prise de vue longs. Ainsi, des images ayant des temps de prise de vue différents mais un contenu similaire auront des intensités similaires. Les caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront d'ailleurs de la description qui va suivre à titre d'exemple en se référant aux dessins annexés, dans lesquels: la figure 1 est un schéma fonctionnel d'un système de médecine nucléaire de l'art antérieur; la figure 2A est un graphique montrant une réponse d'un tube photomultiplieur à une série d'événements de rayonnement; la figure 2B montre une forme d'onde de l'art antérieur qui est ajoutée à la réponse de photomultiplieur; les figures 2C à 2D sont des graphiques montrant différentes formes d'onde qui sont ajoutées à la réponse de photomultiplieurs dans différents modes de réalisation préférés de la présente invention; la figure 3 est un schéma fonctionnel général d'un système d'imagerie de médecine nucléaire selon un mode de réalisation préféré de l'invention; la figure 4 est un schéma fonctionnel détaillé d'un circuit détecteur du système montré à la figure 3; la figure 5 est un schéma fonctionnel détaillé d'un processeur du système montré à la figure 3; la figure 6 est un schéma fonctionnel détaillé d'un circuit de déblocage du système montré à la figure 4; et la figure 7 montre l'effet du fléchissement sur un cristal détecteur formant l'image d'un patient. La figure 3 est un schéma général d'un système de médecine nucléaire 61 selon un mode de réalisation préféré de l'invention. Le système 61 comprend, globalement, une zone d'examen 44, un cristal détecteur 41, et une pluralité de tubes photomultiplieurs (PM) 14. Lorsque l'on place une source de rayons gamma dans la zone d'examen 44, les rayons gamma créés par un événement de rayonnement interagissent avec le détecteur 41 pour produire de faibles scintillations. Les tubes PM 14 amplifient ces scintillations et convertissent aussi les scintillations en des signaux électriques ayant une amplitude liée à l'énergie du rayon gamma interagissant. Chacun des tubes PM 14 est connecté à un circuit détecteur 34, décrit plus complètement ci- dessous. On passe les sorties des circuits 34 à un processeur 60 qui détermine la position de chaque événement de rayonnement à partir des signaux produits dans les tubes PM 14 et qui combine ces événements pour former une image. On affiche cette image résultante sur un écran 92. Un régisseur 100 qui produit des signaux de commande et de cadencement commande globalement le système 61. Dans un traitement typique d'acquisition d'images de médecine nucléaire, on injecte à un patient 40, ou on lui fait ingérer, un produit pharmaceutique radioactif et on le place dans la zone d'examen 44. Le produit pharmaceutique radioactif est absorbé de façon sélective par les tissus du corps du patient 40, I'importance de l'absorption étant typiquement fonction des processus métaboliques se produisant dans les tissus. La désintégration du produit pharmaceutique radioactif provoque une multiplicité d'événements de rayonnement qui sont détectés par le détecteur 41. Un éclair de lumière produit dans le détecteur 41 par chaque événement détecté est acquis et amplifié par au moins l'un, et typiquement par plusieurs, des tubes PM 14. Le signal produit par le PM 14 en réponse à un événement est appelé un signal impulsionnel. L'intégral de l'impulsion correspond au nombre de photons détectés par le PM 14, qui, à son tour, correspond à l'énergie détectée par le détecteur 41. On peut faire tourner le détecteur 41 autour de la partie du patient 40 dont on est en train de former l'image de façon à pouvoir produire une image tomographique. La figure 4 montre un schéma fonctionnel du circuit détecteur 34 selon un mode de réalisation préféré de la présente invention. Le gain de chaque PM 14 est commandé par un régisseur de gain 12, puisque chaque PM amplifie typiquement la lumière incidente d'un facteur différent. De préférence, le régisseur de gain 12 est commandé par le régisseur 100 pour compenser des écarts connus dans l'amplification des PM 14. Le signal impulsionnel est, de préférence, amplifié davantage par un préamplificateur 16. De préférence, le préamplificateur 16 a une faible valeur de lissage pour réduire le bruit. Typiquement, le préamplificateur 16 a une largeur de bande de 5 à 8 MHz. Le signal impulsionnel lissé est numérisé par un convertisseur A/D 20. On doit noter que le convertisseur A/D 20 acquiertplusieurs échantillons de données pendant chaque événement de rayonnement, de sorte que l'on peut reproduire le signal impulsionnel à partir des données numérisées. De préférence, le convertisseur A/D 20 échantillonne à un rythme de 20 MHz. De préférence, la définition du convertisseur A/D 20 est d'au moins 8 binaires, et de façon davantage préférée d'au moins 10 binaires. La définition limitée du convertisseur A/D 20 peut affecter de manière significative la qualité d'image. Dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, on ajoute un signal d'amélioration de définition au signal analogique en utilisant un additionneur 18. La figure 2A montre une série de signaux analogiques produits par un PM en réponse à des événements de rayonnement. La figure 2C, qui partage la même échelle de temps que la figure 2A, montre un signal préféré d'amélioration de définition. L'effet du signal d'amélioration de définition s'explique mieux par l'exemple de l'acquisition d'un signal constant. Par exemple, un pas d'un binaire du convertisseur A/D 20 est égal à 8 millivolts. Si l'on numérise un signal constant de 15 millivolts, le signal numérisé a la valeur 1, même si la valeur numérique équivalente réelle est de 1,875, puisque l'on numérise seulement la partie "entière". Si le signal constant est activé par un signal périodique avec une amplitude de 8 millivolts (un binaire), le signal analogique résultant se trouvera entre 7 et 23 millivolts. Ce dont il résulte que le signal numérisé est soit 1 soit 2. Si l'on numérise le signal activé un nombre infini de fois, le signal numérique moyen approchera 1,375, puisque dans 7/16 des cas la tension de signal sera au-dessus de 16 millivolts et dans 9/16 entre 8 et 16 millivolts. On ajoute 0,5 (la moitié d'un binaire) au signal moyen pour refléter l'erreur d'arrondi moyenne du convertisseur A/D, c'est-à-dire, le fait que toutes les valeurs entre 8 et 15 millivolts sont numérisées comme 1, même si leur valeur moyenne est de 1,5. Ainsi, la valeur acquise moyenne est de 1,875. En général, si l'on numérise le signal un nombre fini N de fois, la définition supplémentaire de la numérisation est log(N), si l'on effectue chaque numérisation à une phase différente du signal périodique d'activation. Dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, le signal périodique d'activation oscille approximativement deux fois pendant un signal impulsionnel, ce qui est approximativement de 800 ns. De préférence, on synchronise le signal périodique sur le signal d'horloge de numérisation, pour garantir que chaque numérisation se fait à une phase différente du signal périodique. Par exemple, si l'on souhaite ajouter deux binaires de définition, on fixe la fréquence de numérisation à quatre fois la fréquence du signal périodique. Le cadencement de la numérisation est fixé de façon telle que dans chaque cycle du signal périodique, chaque numérisation soit à une phase différente du signal périodique. Ce cadencement se répète dans des cycles de signal consécutifs. Comme variante, on utilise un système de cadencement qui se répète moins souvent. L'effet de l'amélioration de définition ne peut pas s'obtenir pour un signal impulsionnel unique, spécialement si la fréquence du signal d'amélioration de définition est basse comparée au signal impulsionnel. Par exemple, si le signal d'amélioration de définition oscille seulement une fois, et s'il y a deux échantillons d'A/D dans un événement, le premier échantillon peut s'élever de 1,9 à 2,1 (c'est-à- dire, de 1 à 2) et le second échantillon se réduire de 1,3 à 1,1 (c'est-à-dire ne pas être affecté). Ainsi, I'énergie totale détectée est 2 + (0,5) + 1 + (0,5) = 4,0, comparée à la valeur non corrigée de 1 +(0, 5) + 1 +(0,5) = 3 et comparée à la valeur correcte de 1,9 + 1,3 = 3,2, une perte définie de précision. Cependant, même si la précision d'un unique échantillon de numérisation diminue légèrement, I'effet cumulatif sur de nombreux signaux impulsionnels numérisés donne une précision de mesure plus élevée. On doit noter que lorsque la fréquence du signal périodique est plus élevée, en conjonction avec un débit de numérisation tel que décrit ci-dessus, la précision de numérisation d'un signal impulsionnel est aussi plus élevée. De préférence, on synchronise aussi le signal périodique sur l'intégration. Par exemple, le temps d'intégration d'un signal impulsionnel est un multiple entier de la période du signal d'amélioration de définition, pour garantir que la somme des contributions du signal périodique à la valeur intégrée soit nulle. Cependant, si l'on utilise un temps d'intégration variable, on soustrait, de préférence, du signal numérisé, la valeur numérique du signal activé aux points d'échantillonnage, comme décrit ci-dessous. Un mode de réalisation utile d'une telle forme d'onde périodique est une onde en dents de scie. Puisque tous les calculs après la conversion d'analogique en numérique sont numériques, la soustraction du signal d'activation peut se faire avant le rétablissement de base, en corrigeant chaque signal, ou même après l'intégration, en soustrayant, de la valeur intégrée, la somme du signal d'activation aux points d'échantillonnage. De préférence, la valeur du signal d'activation aux points d'échantillonnage est connue et n'a pas besoin d'être acquise, puisque le signal d'activation est synchronisé sur la numérisation. De plus, ou comme variante, le régisseur 100 commande le signal d'activation, comme décrit ci-dessous. Dans un mode de réalisation préféré de l'invention, une source d'échelle mobile numérique 10 produit le signal d'activation. De préférence, le régisseur 100 engendre des signaux de commande et de cadencement pour la source d'échelle mobile numérique 10. L'amplitude du signal d'activation est, de préférence, au moins aussi grande qu'un pas de définition du convertisseur A/D 20. La précision du signal d'activation est, de préférence, plus élevée que la définition supplémentaire voulue. Les convertisseurs A/D n'ont pas, habituellement, une réponse linéaire sur toute leur plage dynamique. De plus, la linéarité des convertisseurs A/D varie dans le temps, particulièrement si l'on remplace le convertisseur. Certains systèmes de conversion d'analogique en numérique utilisent une carte de linéarité pour corriger ces non- linéarités. Cependant, le fait d'utiliser une carte de linéarité réduit la précision du signal numérisé. De plus, la carte doit être mise à jour périodiquement, spécialement si l'on remplace le convertisseur A/D. La figure 2D montre un signal d'amélioration de linéarité (qui n'est pas à l'échelle) que l'on ajoute, de préférence, au signal analogique avant numérisation. Ce signal d'amélioration de linéarité a, de préférence, une fréquence beaucoup plus faible que le signal d'amélioration de définition, typiquement de 60 à 100 Hz. L'amplitude du signal d'amélioration de linéarité est, de préférence, d'environ 5 % de la plage totale du convertisseur A/D 20. Ainsi, chaque réponse à un événement de rayonnement est numérisée dans une région légèrement différente de la plage dynamique du convertisseur A/D 20 et l'on fait la moyenne des non-linéarités. Puisque le signal d'amélioration de linéarité varie très lentement comparé à la durée d'une réponse à un événement de rayonnement, il est perçu comme un signal de courant continu par le reste du circuit détecteur 34. Dans un mode de réalisation préféré de l'invention, le signal d'amélioration de linéarité est produit par une source d'échelle mobile (DSS) numérique 11 et il est ajouté au signal analogique par l'additionneur 18. Le signal de commande et de cadencement pour chaque source d'échelle mobile numérique 1 1 est produit de préférence par le régisseur 100. De préférence, chaque circuit détecteur 34 a sa propre source d'échelle mobile numérique 11 et ces sources ne sont pas synchronisées entre des circuits détecteurs différents. De préférence, la source d'échelle mobile numérique 10 de chaque circuit détecteur 34 n'est pas non plus synchronisée. Des modes de réalisation de l'invention peuvent employer un ou les deux types de signaux d'amélioration. Dans un mode de réalisation préféré supplémentaire de la présente invention, la valeur numérique du signal d'amélioration de définition et/ou du signal d'amélioration de linéarité est soustraite du signal numérisé pour réduire les niveaux de bruit dans le signal numérisé. Cependant, la soustraction n'est pas typiquement nécessaire. Puisque, comme décrit ci-dessous, la base du signal est mesurée pendant des temps o l'on ne détecte aucun événement de rayonnement, la précision de la base mesurée est également améliorée par le signal d'amélioration de définition. Le signal d'amélioration de linéarité n'est pas, en général, ajouté à la précision de la base mesurée, puisqu'il ajoute une constante à la base réelle. Cette constante peut avoir une amplitude plus faible que la définition du convertisseur 20, et donc, être inconnue. Cependant, puisque l'on met à jour en continu le signal de base, le signal d'amélioration de linéarité variant lentement agit comme une partie de la base réelle. On notera que la précision de l'estimation de base est renforcée par le signal d'amélioration de définition et le signal d'amélioration de linéarité. Dans un système typique de médecine nucléaire, on peut traiter seulement un événement de rayonnement à la fois. Il est donc avantageux de raccourcir le temps de traitement d'un événement de rayonnement. Cependant, la qualité de l'image résultante est directement proportionnelle au temps d'intégration du signal de PM. Ainsi, un circuit de mise en forme- retardement 24 remet en forme le signal numérique, après son échantillonnage, pour produire un nouveau signal numérique avec une énergie équivalente, mais une étendue temporelle plus courte. En effet, on comprime le signal. De préférence, le régisseur 100 peut commander le circuit de mise en forme-retardement 24 pour mettre en forme des impulsions de façon réglable d'une manière paramétrique. Ainsi, de façon optionnelle, les impulsions peuvent être conformées différemment en fonction du débit d'événements. L'utilisation de la mise en forme d'impulsion réglable améliore la définition temporelle et, par conséquent, permet des débits de comptage plus élevés. On doit noter que bien que l'on connaisse dans l'art des circuits de mise en forme- retardement analogiques, la présente invention utilise de préférence un filtre numérique pour la mise en forme/retardement. Avant d'intégrer le signal numérique pour déterminer l'énergie totale détectée par un PM 14 individuel, il est important de soustraire la composante de base du signal. Cette base est généralement égale au signal de courant continu détecté lorsqu'il ne se produit aucun événement (ou des événements de diffusion), c'est-à-dire, entre les signaux impulsionnels. Autrement, une proportion significative du signal intégré viendra de la composante de base (du bruit) et non de la composante d'impulsion. On utilise un rétablisseur de base 26 pour supprimer du signal numérique les composantes de base. Éventuellement, le rétablisseur de base 26 utilise des entrées provenant du régisseur 100 pour déterminer la valeur numérique du signal d'amélioration de définition et du signal d'amélioration de linéarité de façon à pouvoir aussi les soustraire du signal numérique. En général, ces signaux n'ont pas besoin d'être soustraits, excepté comme décrit cidessus. Cependant, on a trouvé que la soustraction de ces valeurs donne une précision légèrement plus élevée pour l'intégration. Le rétablisseur de base 26 utilise un système de moyenne mobile pour mettre à jour de manière continue la base, c'est-à-dire, B(t) = (1/m) * ((m-1) * B(t-dt) + Signal (t)), o B(t) est la base à l'instant t, dt est le temps d'échantillonnage et Signal (t) est l'entrée du rétablisseur 26 à l'instant t. De préférence, m, le nombre d'échantillons, est 256. Comme variante, on utilise un système à fenêtre mobile, c'est-à-dire, B(t) = B(t-dt) + (1/n) * (Signal (t) - Signal (t-n*dt)), o n est la taille de fenêtre. Un circuit de déblocage 32 détermine si aucun événement de rayonnement ne se produit. Les signaux numériques acquis pendant la réponse à aucun événement de rayonnement entrent dans la fenêtre pour estimer la base pour des signaux acquis pendant une réponse à un événement de rayonnement. Le circuit de déblocage 32 active un intégrateur 28 pour intégrer (totaliser) des signaux numériques acquis pendant une réponse à un événement de rayonnement. Lorsque la réponse à un événement de rayonnement est terminée (ce qui est également déterminé par le circuit de déblocage 32), le signal intégré représente la quantité totale d'énergie provenant de l'événement de rayonnement détecté par le PM 14. On utilise le circuit de déblocage 32 pour différentier des signaux qui sont des réponses à des événements de rayonnement provenant de signaux de bruit aléatoires et des événements de rayonnement diffusés. Typiquement, si la somme des signaux détectés provenant de tous les PM 14 est à l'extérieur d'une fenêtre d'énergie spécifique, on élimine le signal comme étant inutilisable. Autrement, on le traite comme un événement valide, jusqu'à l'étape de filtrage qui suit. La somme est déterminée par l'addition de tous les signaux impulsionnels provenant de tous les PM 14, par le lissage de la méta-impulsion résultante et par la recherche d'une valeur de pic, que l'on compare à la fenêtre d'énergie. De préférence, le régisseur 100 commande l'étendue de la fenêtre d'énergie en réponse aux niveaux de bruit du système, aux types de produits pharmaceutiques radioactifs et aux débits de comptage. La figure 6 montre un mode de réalisation préféré d'un dispositif de déblocage complet, incluant un additionneur 40 qui additionne les lectures l'énergie provenant de tous les PM 14. Un réjecteur à large fenêtre 42 lisse la somme (qui est un signal continu) et détermine si la somme d'énergie a un pic à l'intérieur d'une fenêtre. Si le pic est à l'intérieur de la fenêtre, le réjecteur 42 envoie un signal d'activation au circuit de déblocage 32, qui est cadencé pour démarrer l'intégration et la mise en forme, de sorte qu'elles démarrent au commencement du signal impulsionnel et se termine à sa fin. On doit noter que le signal impulsionnel est retardé par la partie de retardement du circuit de mise en forme/retardement 24. De préférence, lI'additionneur 40 additionne les signaux analogiques, puisque la sommation analogique est généralement plus précise que la sommation numérique. On numérise alors la somme à l'aide d'un convertisseur A/D 44 pour utilisation ultérieure. Comme variante, on numérise les signaux analogiques avant de les totaliser ou avant de les passer au réjecteur à large fenêtre 42, en utilisant de préférence les signaux d'amélioration de définition et/ou de linéarité, comme décrit ci-dessus. Dans un système idéal, le signal intégré a une relation linéaire avec la distance de l'événement de rayonnement par rapport au centre du PM 14. Cependant, dans les systèmes de médecine nucléaire réels, cette relation est déformée. Une cause principale de la distorsion est que le PM 14 est plus sensible au droit de son centre qu'au droit de ses bords. D'autres causes comprennent la différence d'indice de réfraction entre le cristal détecteur 41 et le PM 14, et des variations du détecteur 41 en fonction de la localisation. En se référant de nouveau à la figure 4, dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, la réponse spatiale du PM 14 est modélisée par un modélisateur 29 pour corriger les distorsions. Le signal intégré est corrigé pour représenter la valeur qui aurait été acquise si le PM 14 était optimal. De préférence, on modélise tous les PM 14 en utilisant un unique modèle empirique (mesuré), habituellement une table de consultation, de préférence unidimensionnel. Comme variante, on utilise une fonction mathématique à la place d'une table de consultation. Comme variante, le modèle de correction peut être bidimensionnel. De plus, ou comme variante, chaque PM 14 peut être associé avec un modèle personnalisé, différent. De préférence, la modélisation de PM s'effectue dans le circuit détecteur 34 en comparant une PMC(x, y) mesurée à une PMC(O, 0) de valeur idéale, dans lequel PMC(x, y) est la réponse du tube à un événement qui se produit à la localisation (x, y). On utilise une table de consultation pour déterminer d/D, le rapport entre la distance de l'événement par rapport au centre de PM, et la distance entre deux PM adjacents, en se basant sur la différence entre PMC(x, y) et PMC(O, 0). Une fois que l'on connaît d/D, on peut corriger comme décrit ci- dessus l'énergie pour ce signal impulsionnel et tous les autres signaux impulsionnels correspondant au même événement. On doit noter que l'énergie mesurée totale de l'événement est déterminée préalablement par l'additionneur 40. Comme exemple d'effets néfastes de la distorsion de PM non corrigée dans le système 6HR, le rapport de contraste en lumière répartie non corrigée peut aller jusqu'à 2,0. Le fait de corriger l'énergie du PM 14 individuel à ce point dans le processus par modélisation de la réponse de photomultiplieur réduit grandement les non-linéarités dans la détermination de position en utilisant I'arithmétique d'Anger. Comme variante, le processeur 60 corrige l'énergie immédiatement après qu'il a reçu le signal impulsionnel. Une fois que les signaux impulsionnels ont été intégrés et, éventuellement, corrigés en ce qui concerne la distorsion, on les passe en séquence au processeur 60 comme composantes d'une réponse à un événement de rayonnement unique (un signal méta-impulsionnel). Un séquenceur 30 synchronise et séquence les signaux allant des circuits détecteurs 34 au processeur 60. La figure 5 est un schéma fonctionnel simplifié du processeur 60 qui forme une image de médecine nucléaire basée sur des événements de rayonnement détectés. Puisque l'image est formée par des événements, la première étape effectuée par le processeur 60 consiste à déterminer la localisation de l'événement de rayonnement dans le cristal détecteur 41. Un procédé préféré de localisation d'événement s'appelle l'arithmétique d'Anger et il est décrit dans le brevet US numéro 3 011 057. Cependant, on connaît bien d'autres procédés de localisation et ils sont utiles dans la réalisation de l'invention, par exemple, comme le décrit le brevet US numéro 5 285 072. Les descriptions de ces deux brevets sont incorporées ici par référence. Pour réduire le bruit et atteindre une grande précision en utilisant l'arithmétique d'Anger, on utilise seulement les signaux de PM relativement forts. Un sélecteur 62 sélectionne seulement les signaux de PM qui sont plus grands qu'un seuil. De préférence, la hauteur du seuil est commandée par le régisseur 100 en réponse à l'énergie totale (la somme de tous les signaux provenant de l'additionneur 40). Comme partie de l'arithmétique d'Anger, on normalise les signaux sélectionnés à la somme des signaux produits par tous les PM, à l'aide d'un normaliseur 68. Un positionneur 80 calcule la position de l'événement de rayonnement dans le détecteur 41, en utilisant l'arithmétique d'Anger en se basant sur les signaux sélectionnés. La localisation de l'événement est maintenant déterminée. Cependant, si l'énergie de l'événement est à l'extérieur d'une fenêtre d'énergie, on détermine que l'événement est erroné et on l'élimine. Des événements similaires peuvent avoir des énergies acquises différentes en raison de déformations du système. Donc, un correcteur d'énergie 70 corrige l'énergie de l'événement acquis en ce qui concerne ces distorsions avant le passage dans la fenêtre. Comme variante, on fait varier la fenêtre en fonction de la position de l'événement. Parmi les causes de distorsion de l'énergie, on trouve (a) des nonlinéarités liées aux PM, qui sont de préférence corrigées au moins partiellement dans une étape antérieure par modélisation de PM; (b) des espaces entre des PM 14 adjacents, qui permettent à une certaine partie de l'énergie de l'événement de s'échapper sans être détectée; (c) des imperfections locales dans les PM 14 et dans le cristal détecteur 41; et (d) des événements près des bords du cristal détecteur 41, o une certaine partie de l'énergie des événements s'échappe sans être détectée. On effectue habituellement la correction des distorsions d'énergie en calibrant le système pour déterminer des données de calibrage qui sont mémorisées dans une table de consultation. Après correction, la valeur d'énergie exacte est déterminée par interpolation entre des valeurs de la table. De préférence, on utilise des tables de consultation différentes en fonction de la plage d'énergie de l'événement de rayonnement. Dans l'arithmétique d'Anger, on traduit des erreurs dans la détermination de l'énergie d'événement au droit du niveau de PM en erreurs de détermination de position de l'événement. Ainsi, après correction d'énergie et passage dans la fenêtre, un correcteur de linéarité 72 corrige les erreurs de localisation des événements de rayonnement. De préférence, on utilise une carte de configuration qui cartographie les erreurs de linéarité, pour corriger les positions d'événement en temps réel. De préférence, on utilise une approximation en continu, comme une approximation spatiale spline de type B, pour interpoler entre des points de données de carte. De préférence, on utilise des cartes de correction de linéarité différentes en fonction de la plage d'énergie de l'événement de rayonnement. Puisque des parties différentes du cristal détecteur 41 ont des sensibilités différentes au rayonnement gamma, un événement qui se produit dans une zone moins sensible représente une concentration de radionucléides plus élevée qu'un événement qui se produit dans une zone plus sensible. Un correcteur de sensibilité 74 applique cette logique en affectant un poids à chaque événement. Un poids élevé est affecté à un événement qui est détecté dans une zone à faible probabilité, moins sensible, et un faible poids est affecté à un événement qui est détecté dans une zone à forte probabilité, plus sensible. De préférence, on corrige la désintégration du produit pharmaceutique radioactif injecté en faisant varier le poids donné à chaque événement. Le correcteur d'énergie 70, le correcteur de linéarité 72 et le correcteur de sensibilité 74 peuvent être appliqués dans des ordres différents de ceux décrits ci-dessus, avec des modifications appropriées des algorithmes de correction. Après correction, l'événement est prêt pour projection sur le plan d'image. Un transformateur de géométrie 76 applique trois types de transformation à l'événement. Premièrement, on corrige toutes les distorsions géométriques supplémentaires, comme décrit plus en détail ci- dessous. Deuxièmement, on effectue des transformations statiques comme le changement de plan (zoom) et la rotation. Troisièmement, si le détecteur 41 est en mouvement par rapport au patient 40 (par exemple, si le détecteur 41 tourne autour du patient 40), l'événement est transformé en sa position appropriée, fonction du temps, dans le plan d'image. On loge chaque événement transformé dans une localisation du plan d'image et les caractéristiques d'événement individuel sont perdues. On doit noter que le plan d'image peut avoir trois dimensions, ou plus. Un constructeur de vue 78 transforme les événements logés dans le plan d'image en une image de médecine nucléaire. Si l'on acquiert une image tridimensionnelle, le constructeur de vue 78 produit une image tomographique à partir des données logées dans le plan d'image. Les vues créées par le constructeur de vue 78 sont alors présentées sur l'écran 92 (figure 3). Dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, les corrections effectuées par le correcteur d'énergie 70, le correcteur de linéarité 72, le correcteur de sensibilité 74 et le transformateur géométrique 76 s'effectuent sur une base événement par événement, de façon à appliquer à chaque événement des transformations et/ou des corrections individualisées. De plus, on peut effectuer chaque correction et transformation indépendamment. Dans certains systèmes de l'art antérieur, on combinait des transformations géométriques pour former une transformation statique unique, que l'on appliquait dans une étape unique de calcul. L'application des transformations sur une base événement par événement entraîne plusieurs avantages, y compris: (a) le fait qu'il est plus précis de transformer une position d'événement à virgule flottante qu'une position matricielle à virgule fixe; (b) le fait que chaque événement reçoit une transformation individualisée basée sur ses caractéristiques exactes; et (C) le fait que des variations dans les paramètres de mise en oeuvre, comme le changement du facteur de zoom, ne nécessitent pas de recalculer la totalité des transformations et corrections géométriques, comme c'était le cas dans les systèmes de l'art antérieur. Dans un mode de réalisation préféré de l'invention, on effectue les corrections de la manière suivante; (a) le système de détermination de position sort une valeur fixe à 14 binaires pour la localisation de l'événement; (b) la valeur à 14 binaires est convertie en une valeur à 20 binaires en lui ajoutant 6 LSB (binaires les moins significatifs) aléatoires; (c) on utilise les 8 MSB (binaires les plus significatifs) pour retrouver quatre points de grille d'une carte de correction de linéarité grossière, chaque point de grille ayant une valeur à virgule flottante de 24 binaires; (d) on corrige la localisation d'événement en utilisant une interpolation bi-linéaire des quatre points de grille, ce dont il résulte une valeur à virgule flottante de 24 binaires; et (e) on applique les transformations et analogues à la localisation d'événement à virgule flottante résultante. Dans un mode de réalisation préféré supplémentaire de la présente invention, on réduit, en temps réel, les artefacts de diffusion dus à l'effet Compton. Un procédé préféré de réduction des artefacts de diffusion dus à l'effet Compton est décrit dans le brevet US numéro 5 293 195, dont la description est incorporée ici par référence. Pour réduire les artefacts de diffusion dus à l'effet Compton, on ajoute chaque événement au plan d'image avec un poids calculé. Des pixels entourant la localisation d'événement sont aussi incrémentés avec différents poids. La réduction des artefacts dus à l'effet Compton s'effectue, de préférence, à l'aide d'un éliminateur d'effet Compton 77. On notera que toutes les corrections et transformations décrites ci- dessus peuvent être modifiées pendant le traitement en fonction del'entrée provenant d'un opérateur ou d'autres sources d'information. Par exemple, si l'on trouve que le temps d'acquisition d'une vue est plus court que le temps d'acquisition d'une autre vue, on donne aux événements de la vue plus courte un poids plus élevé. Dans un autre mode de réalisation préféré de la présente invention, on utilise un compteur d'événements pour compter le nombre approximatif d'événements réels. Si le système 61 traite un nombre plus réduit d'événements de rayonnement, en raison de limitations du débit de comptage, on augmente, pour compenser, le poids des événements traités. Dans encore un autre mode de réalisation préféré de la présente invention, on simule une image de faisceau parallèle en utilisant un collimateur à faisceau en éventail par application d'une transformation géométrique à chaque événement. La simulation de faisceau parallèle est utile lorsque l'on utilise un collimateur à faisceau en éventail pour acquérir une image d'un organe de petite taille, mais qu'il est souhaitable de visualiser une image non déformée qui utilise le plan d'image plus efficacement. Comme indiqué ci-dessus, le plan d'image a une définition spatiale limitée, pour mieux l'utiliser, la région intéressante doit remplir autant que possible le plan d'image. Pour effectuer cette simulation, on forme l'image d'un organe en utilisant un collimateur à faisceau en éventail. Chaque événement est transformé par le transformateur géométrique 78 pour corriger les distorsions provoquées par le collimateur à faisceau en éventail. On doit noter que cette transformation s'applique, dans le constructeur de vue 78, avant le traitement tomographique des événements. Dans un mode de réalisation préféré supplémentaire de la présente invention, on corrige, en temps réel, des désalignements mécaniques variables. Dans certaines procédures de formation d'image, on déplace le détecteur 41 le long d'un axe du patient 40. Si la vitesse de déplacement n'est pas constante, les parties du patient 40 qui sont balayées plus rapidement semblent comporter moins d'événements que les parties qui sont balayées plus lentement. Dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, on donne à chaque événement un poids fonction de la vitesse réelle du balayage, un poids plus élevé pour un balayage rapide, et un poids plus faible pour un balayage lent. La figure 7 montre un autre type de désalignement mécanique. Le patient 40 a un axe Y suivant sont corps et un plan bissecteur X-Z. Une caméra nucléaire 642 est entraînée en rotation autour du patient 40, pour capter des événements pour former une image tomographique. Un premier désalignement est le désalignement de rotation de l'axe Y. En raison du grand poids de la caméra 642, le centre de rotation réel 602 est différent du centre de rotation théorique 600. De plus, la caméra 642 s'affaisse soit en se rapprochant soit en s'écartant du centre de rotation en fonction de l'angle de rotation. On corrige ce désalignement, dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, par application, d'une transformation géométrique fonction de l'angle, à chaque événement de façon qu'il soit amené dans le plan X-Z. Cette transformation s'effectue par le transformateur géométrique 76. Un second désalignement est le défaut de correspondance axial (de ligne de visée). Comme mentionné ci-dessus, le poids de la caméra 642 la conduit à s'affaisser. Cependant, lorsque la caméra 642 est au-dessus du patient 40, elle s'affaisse en se rapprochant de lui et lorsque la caméra de médecine nucléaire 644 est sous lui, elle s'affaisse en s'écartant de lui. Puisque, les caméras sont montées sur de longs bras, qui fléchissent de sorte que les angles de visée des caméras varient, la ligne de visée de la caméra se déplace suivant l'axe Y du patient 40 lorsque l'importance de l'affaissement varie. Dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, on corrige ce désalignement en appliquant une transformation géométrique fonction de l'angle, à chaque événement de façon à l'amener le long de l'axe Y. Typiquement, on détecte les désalignements mécaniques soit par des données de configuration, par contre-réaction à partir de capteurs mécaniques de position, de vitesse ou d'accélération, ou en traitant les données acquises pour trouver des corrélations et des pics de fréquence de Fourier qui correspondent à certains types de désalignement. Par exemple, le désalignement de rotation de l'axe Y (décrit ci-dessus) se manifeste comme un pic de fréquence de Fourier qui correspond au degré de désalignement. Dans encore un autre mode de réalisation préféré de l'invention, les transformations géométriques appliquées à un événement sont fonctions d'un rythme biologique mesuré, comme des contractions stomacales, la respiration ou le battement cardiaque. On doit noter que toutes les corrections mentionnées ci-dessus se font, de préférence, en temps réel sur une base événement par événement. En effectuant des calculs sur des événements individuels en temps réel, on produit des résultats de grande précision sans la pénalisation de mémorisation des données requises si tous les événements sont mémorisés pour un traitement en différé. On notera que l'on peut parfois échanger une table de consultation et une formule mathématique en ce qui concerne le fonctionnement. * Cependant, une fonction mathématique est par nature plus précise qu'une table de consultation, quoique plus lente et pas susceptible d'être recalibrée. On doit aussi noter que le processeur 60, tel que décrit ici, peut s'utiliser avec une entrée analogique, pas seulement avec une entrée numérique comme décrit. REVENDICATIONS 1. Procédé d'acquisition d'un signal impulsionnel électrique analogique, provoqué par un événement de rayonnement incident sur un cristal détecteur (41) et vu par une pluralité de modules détecteurs (14), pour former une image basée sur une pluralité desdits événements, dont chacun est capté par certains desdits modules détecteurs (14), comprenant: l'ajout, audit signal analogique, d'un signal d'amélioration de linéarité et la conversion dudit signal analogique en un signal numérique caractérisé en ce que ledit signal d'amélioration de linéarité varie lentement en fonction de la longueur d'une impulsion dans ledit signal analogique. 2. Procédé d'acquisition d'un signal impulsionnel électrique analogique, provoqué par un événement de rayonnement incident sur une pluralité de modules détecteurs (14), pour former une image basée sur une pluralité desdits événements, dont chacun est capté par certains desdits modules détecteurs (14), comprenant: l'ajout, audit signal analogique, d'un signal d'amélioration de définition; et la conversion dudit signal analogique en un signal numérique; caractérisé en ce que ledit signal d'amélioration de définition varie rapidement en fonction de la longueur d'une impulsion dans ledit signal analogique. 3. Procédé selon la revendication 2, comprenant en outre l'ajout d'un signal d'amélioration de linéarité audit signal analogique, caractérisé en ce que ledit signal d'amélioration de linéarité varie lentement en fonction de la longueur de ladite impulsion. 4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre, au niveau de ladite conversion, la soustraction numérique, du signal numérique, d'une valeur équivalente à la valeur du signal d'amélioration de linéarité. 5. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit signal d'amélioration de définition est synchronisé sur ladite conversion d'analogique en numérique. 6. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit signal d'amélioration de définition est synchronisé sur un cycle d'intégration. 7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que la somme de la contribution dudit signal d'amélioration de définition sur une période de temps d'une intégration a une valeur connue. 8. Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que ladite valeur est zéro. 9. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il comprend en outre, au niveau de ladite conversion, la soustraction numérique, du signal numérique, d'une valeur équivalente à la valeur du signal d'amélioration de définition. 10. Procédé de correction et de transformation d'un événement de rayonnement acquis, caractérisé en ce qu'il comprend: (a) la correction dudit événement de rayonnement pour au moins l'une des erreurs de linéarité, d'énergie et/ou de sensibilité; (b) la transformation géométrique dudit événement de rayonnement, d'une manière indépendante de (a); et (c) I'affectation dudit événement de rayonnement corrigé et transformé à une position dans une matrice. i 1. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite correction est fonction du temps. 12. Procédé selon la revendication 1 1, caractérisé en ce que ladite correction corrige la désintégration d'une source radioactive qui produit ledit événement. 1 3. Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce que ladite correction corrige la transformation par métabolisme d'une source radioactive qui produit ledit événement. 14. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite correction est fonction de l'orientation d'un détecteur (642) utilisé pour acquérir ledit événement de rayonnement par rapport à une source de rayonnement (40) qui produit ledit événement de rayonnement. 15. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite correction est fonction d'une variable externe. 16. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite correction est fonction de rythmes biologiques d'un patient (40) dont on forme l'image en utilisant ledit événement de rayonnement. 17. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce que ledit rythme biologique est un rythme cardiaque. 18. Procédé selon la revendication 1 6, caractérisé en ce que ledit rythme biologique est un rythme respiratoire. 19. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce que ledit rythme biologique est un rythme stomacal. 20. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite correction est fonction de l'énergie de l'événement. 21. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite transformation géométrique est fonction du temps. 22. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite transformation géométrique est fonction de l'orientation d'un détecteur (642) utilisé pour acquérir ledit événement de rayonnement par rapport à une source de rayonnement (40) qui produit ledit événement de rayonnement. 23. Procédé selon la revendication 22, caractérisé en ce que ledit détecteur (642) tourne autour de ladite source de rayonnement (40), et en ce que ladite transformation géométrique corrige le désalignement axial. 24. Procédé selon la revendication 22, caractérisé en ce que ledit détecteur (642) tourne autour de ladite source de rayonnement (40), et en ce que ladite transformation géométrique corrige le défaut de correspondance axiale angulaire. 25. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite transformation géométrique est fonction de la vitesse d'un détecteur (642) utilisé pour acquérir ledit événement de rayonnement par rapport à une source de rayonnement (40) qui produit ledit événement de rayonnement. 26. Procédé selon la revendication 25, caractérisé en ce que ledit détecteur (642) se déplace parallèlement à ladite source de rayonnement (40). 27. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite transformation géométrique est fonction d'une variable externe. 28. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite transformation géométrique est fonction de rythmes biologiques d'un patient (40) dont on forme l'image en utilisant ledit événement de rayonnement. 29. Procédé selon la revendication 28, caractérisé en ce que ledit rythme biologique est un rythme cardiaque. 30. Procédé selon la revendication 28, caractérisé en ce que ledit rythme biologique est un rythme respiratoire. 31. Procédé selon la revendication 28, caractérisé en ce que ledit rythme biologique est un rythme stomacal. 32. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite transformation géométrique est fonction de l'énergie de l'événement. 33. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite transformation géométrique corrige des distorsions provoquées par un collimateur utilisé pour acquérir ledit événement de rayonnement. 34. Procédé selon la revendication 33, caractérisé en ce que ladite transformation géométrique transforme un événement qui a été acquis en utilisant un collimateur en forme d'éventail en un événement qui apparaît avoir été acquis en utilisant un collimateur parallèle.