FR 2577374 A1 19860814 FR 8501820 A 19850208 PROCEDE DE REGLAGE AUTOMATIQUE D'EXPOSITION DANS UNE INSTALLATION DE RADIOLOGIE, ET INSTALLATION DE RADIOLOGIE METTANT EN OEUVRE UN TEL PROCEDE L'invention concerne un procédé de réglage automatique d'exposition dans une installation de radiologie, notamment destiné à améliorer la détermination du point de fonctionnement optimum de ladite installation ; l'invention concerne aussi une installation de radiologie mettant en oeuvre un tel procédé. Dans une installation de radiologie, il est connu de fixer le point de fonctionnement de l'installation (notamment le courant anodique du tube générateur de rayons X) à partir d'une boucle de régulation comportant, en tant que capteur d'entrée, des moyens de mesure du flux moyen de rayons X après le patient ou des moyens de mesure de la "luminosité" de l'image correspondante. Le principal problème de ce type de réglage réside dans le fait que l'image de radiologie est le plus souvent constituée d'une zone centrale utile pour laquelle les rayons X incidents ont été absorbés de façon variable par l'objet à représenter et d'une zone périphérique, correspondant principalement aux parties du faisceau qui ne traversent pas ledit objet, pour laquelle le rayonnement X n'a pratiquement subi aucune atténuation.Or, un bon réglage est celui pour lequel la dynamique de la chaîne de visualisation peut être exploitée au mieux dans la zone centrale utile. Si la boucle de réglage est sensible à la "luminosité" globale de l'image, on conçoit qu'une zone périphérique (on l'appelle souvent : zone à feu nu) trop importante puisse fausser assez sensiblement ce réglage. Une solution couramment utilisé consiste à supprimer autant que faire se peut la zone à feu nu en disposant autour du patient des accessoires absorbant les rayons X (sacs d'eau ou de farine) et susceptibles de s'adapter plus ou moins au contour de la partie à radiographier.L'invention met en oeuvre un autre concept consistant à analyser l'image (telle que formée dans le faisceau de rayons X lui-même ou bien dans le trajet optique en aval d'un amplificateur de luminance) pour déterminer au moins approximativement le contour de la zone à feu nu et élaborer la commande des moyens de réglage automatiques d'exposition en minimisant l'influence de cette zone à feu nu. Dans cet esprit, l'invention concerne donc essentiellement un procédé de réglage automatique de l'exposition dans une installation de radiologie, caractérisé en ce qu'il consiste analyser l'image par zones prédéterminées, à élaborer une pluralité de signaux d'intensités différentes en fonction de l'absorption moyenne des rayons X dans les zones correspondantes de l'image, à traiter au moins certains desdits signaux et à élaborer un signal de réglage découlant d'une combinaison de ceux-ci dans laquelle la contribution desdites zones prédéterminées les plus exposées a au moins été réduite. L'analyse de l'image peut se faire sur le trajet de rayons X luimême entre le support-patient et l'amplificateur de luminance constituant le récepteur, par exemple en disposant dans cette région des chambres d'ionisation ou des cellules à semi-conducteurs sensiblement transparentes aux rayons X et agencées en mosalque par exemple en une configuration matricielle. On peut aussi réaliser cette analyse sur le trajet optique de l'image radiologique formée, c'est-àdire en prélevant cette image entre la sortie de l'amplificateur de luminance et l'entrée de la caméra de scrutation associée à cet amplificateur et en analysant cette image au moyen d'une mosalque de photodiodes. Plusieurs types de traitement des signaux sont envisageables. On peut par exemple éliminer purement et simplement les signaux correspondant à une exposition trop importante avant de faire la somme des signaux non éliminés pour l'élaboration dudit signal de commande. On peut aussi apporter une pondération non linéaire à l'ensemble des signaux avant de les combiner. I1 pourrait ainsi être suffisant d'appliquer chaque signal à l'entrée d'un amplificateur logarithmique et de faire la somme des sorties de ces amplificateurs. Par ailleurs, dans le cas d'un traitement par élimination de certains desdits signaux, on procédera le plus souvent par comparaison à un seuil. Ce seuil pourra être prédéterminé ou au contraire variable. En particulier, ce seuil pourrait être dépendant du signal de commande lui-même pour que l'élimination d'un signal quelconque soit faite en fonction de l'écart de ce signal par rapport à la "luminosité" moyenne de l'image. Enfin, on pourrait associer à chaque signal un second seuil ou "seuil bas" lequel trouverait son utilité si la partie à radiographier comportait une prothèse en matériau très absorbant. La présence d'un seuil bas aurait alors pour effet d'éviter que les circuits de réglage automatique n'augmentent inutilement la dose de rayons X administrée au patient. L'invention concerne également une installation de radiologie comportant des moyens de réglage automatique de l'expostion, caractérisée en ce que ces moyens comportent un capteur composé d'un groupe de détecteurs agencés en mosaïque, placé sur le trajet d'un faisceau contenant des informations représentatives d'une image radiologique, des moyens de traitement d'au moins certains des signaux délivrés par lesdits détecteurs et des moyens de combinaison desdits signaux traités pour au moins réduire la contribution des zones les plus exposées, dans cette combinaison. L'invention sera mieux comprise et d'autres avantages de celle-ci apparaîtront mieux à la lumière de la description qui va suivre d'une installation conforme à son principe, donnée uniquement à titre d'exemple, et faite en référence aux dessins annexés dans lesquels - la figure 1 est une vue schématique d'une installation de radiologie comportant les perfectionnements de l'invention; - la figure 2 est un schéma-bloc d'un circuit de traitement de signaux selon l'invention. En se reportant aux dessins, l'installation de radiologie représentée comporte de façon classique un tube générateur de rayons X 11, un récepteur constitué ici par un amplificateur de luminance 12, une caméra de télévision 13 et des moyens de transmission optique 14 intercalés entre la sortie de visualisation 18 de lampli- ficateur de luminance et l'objectif de la caméra 13. Le corps 15 à représenter est placé sur une table 16 entre le tube générateur de rayons X 11 et l'amplificateur de luminance 13, pour être traversé par le faisceau de rayons X et moduler ce même faisceau. Le faisceau modulé est reçu par l'amplificateur de luminance qui en donne une image visible reprise par la caméra dè télévision.Par ailleurs, les moyens de ;ransmission optique 14 comportent deux lentilles ou systèmes de lentilles 21, 22 entre lesquels se trouve un miroir semi-transparent 20 intercalé à 450 par rapport à l'axe optique commun 23 des lentilles ou systèmes de lentilles 21, 22. La lumière réfléchie par ce miroir est transmise par une lentille ou système de lentilles 24 définissant un plan focal dans lequel (ou au voisinage duquel) se trouve placé un détecteur 25. Ce dernier fait partie d'une chaîne de réglage automatique 26 de l'exposition, agissant dans l'exemple décrit, sur une entrée de commande 27 d'un générateur 29, pour le réglage de la haute tension du tube générateur de rayons X 11. La commande pourrait aussi jouer sur le temps de l'exposition. La chaîne de réglage comporte le circuit de commande 28 décrit à la figure 2. Selon l'invention, le capteur 25 est composé d'un groupe de détecteurs 30 agencés ici sous forme matricielle. Dans l'exemple spécifiquement décrit, il s'agit d'un capteur matriciel de 4 x 4 photodiodes. Chacun des seize détecteurs est connecté à l'entrée d'un préamplificateur 31 correspondant et la sortie de chaque préamplificateur est relié à une entrée d'un comparateur 32 ainsi qu'à une entrée d'un commutateur analogique 33 ou dispositif analogue. L'ensemble des comparateurs 32 constitue les moyens de comparaison précités tandis que ensemble des commutateurs analogiques 33 constitue les moyens de sélection précités. L'autre entrée de chaque comparateur 32 est polarisée de façon à déterminer un seuil de basculement choisi pour ledit comparateur et la sortie de celui-ci est connectée à l'entrée de pilotage du commutateur analogique 33 qui lui correspond. Les sorties des seize commutateurs analogiques 33 sont reliées respectivement aux seize entrées d'un sommateur 35 dont la sortie est connectée à l'entrée d'un amplificateur à gain variable 36. Le signal disponible à la sortie de cet amplificateur est utilisable en tant que signal de réglage applicable à l'entrée 27. Le gain de l'amplificateur 36 dépend du nombre de détecteurs 30 validés par les moyens de comparaison et les moyens de sélection. Plus particulièrement, le circuit de réglage de gain 37 est agencé pour que le gain de l'amplificateur soit inversement proportionnel au nombre de détecteurs validés. Il peut par exemple être constitué d'un ensemble de seize résistances de contre-réaction susceptibles d'être mise en service sélectivement grâce à un nombre correspondant d'interrupteurs analogiques pilotés respectivement par les comparateurs 32. Le fonctionnement du système qui vient d'être décrit est simple. Lorsque le patient a pris position sur la table 16, une première image radiologique est élaborée, reçue par le capteur 25 et analysée par le système de la figure 2. Les photodiodes recevant une trop grande quantité de lumière au-delà d'un certain seuil pré-réglé par les comparateurs 32, sont considérés comme recevant de la lumière provenant de la zone à feu nu et le basculement du comparateur 32 entraîne l'ouverture du commutateur analogique 33 correspondant. Dans ces conditions, seuls les signaux délivrés par les photodiodes en regard de la zone utile de l'image seront additionnés par le sommateur 35 pour élaborer le signal de commande appliqué à l'entrée 27. Par ailleurs, le gain de l'amplificateur 36 est corrigé pour tenir compte du nombre de photodiodes participant au réglage. Après cette phase d'analyse automatique, les paramètres d'exposition et notamment la haute tension du tube 11, sont éventuellement modifiés pour les prises de vue suivantes. L'invention n'est pas limitée au mode de réalisation qui vient d'être décrit. En particulier, comme mentionné ci-dessus, les seuils fixes déterminés par les réglages des comparateurs 32 peuvent être variables en fonction du signal prélevé à la sortie de l'amplificateur 36. Une autre série de comparateurs définissant des "seuils bas" peut être prévue. Enfin, l'ensemble des comparateurs 32 et des commutateurs 33 peut être remplacé par une série d'amplificateurs nonlinéaires, par exemple à caractéristique logarithmique, les sorties de ces amplificateurs seraient alors reliées aux entrées du sommateur 35. REVZNDICATIONS 1. Procédé de réglage automatique de l'exposition dans une installation de radiologie, caractérisé en ce qu'il consiste à analyser l'image par zones, prédéterminées (25), à élaborer une pluralité de signaux d'intensités différentes en fonction de l'absorption moyenne des rayons X dans les zones correspondantes de l'image, à traiter (32) au moins certains desdits sinaux et à élaborer (35) un signal de réglage découlant d'une combinaison de ceux-ci dans laquelle la contribution desdites zones prédéterminées les plus exposées a au moins été réduite. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'opération consistant à traiter lesdits signaux consiste à les classer (32) par rapport à au moins un seuil et en ce qu'on élabore ledit signal de réglage (33, 35) à partir de certains desdits signaux choisis en fonction de cette classification. 3. Procédé de réglage selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'on élabore ledit signal de réglage en faisant une somme (35) desdits signaux choisis en fonction de ladite classification et en multipliant cette somme par un facteur (36) dépendant du nombre de signaux choisis. 4. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'on analyse ladite image sur un trajet optique (21, 22, 24) de la chaîne de transmission d'image radiologique, en aval d'un amplificateur de luminance (12). 5. Installation de radiologie comportant des moyens de réglage automatique de l'exposition, caractérisée en ce que ces moyens comportent un capteur (25) composé d'un groupe de détecteurs (30) agencés en mosaïque, placé sur le trajet d'un faisceau contenant des informations représentatives d'une image radiologique, des moyens de traitement (32, 33) d'au moins certains des signaux délivrés par lesdits détecteurs et des moyens de combinaison (35) desdits signaux traités pour au moins réduire la contribution des zones les plus exposées, dans cette combinaison. 6. Installation de radiologie selon la revendication 5, caractérisée en ce que les moyens de traitement précités comprennent des moyens de comparaison (32) pour comparer le signal délivré par chaque détecteur à un seuil et des moyens de sélection (33) pour sélectioner les signaux de certains capteurs, ces moyens de sélection étant pilotés par lesdits moyens de comparaison et en ce que les moyens de combinaison comportent un circuit sommateur (35) regroupant sur ses entrées les sorties desdits moyens de sélection. 7. Installation selon la revendication 6, caractérisée en ce qu'elle comporte en outre un circuit amplificateur à gain variable (36) et des moyens de commande de gain (37) dudit amplificateur pour que ledit gain soit inversement proportionnel au nombre de détecteurs (30) valides par lesdits moyens de comparaison. 8. Installation selon l'une des revendications 5 à 7, caractérisée en ce que ledit capteur (25) est composé d'un groupe de photodiodes (30) et est couplé à des moyens de transmission optique (14) de ladite image, agencés en aval d'un amplificateur de luminance (12). 9. Installation selon la revendication 8, caractérisée en ce que ledit capteur (25) est placé au voisinage du plan de focalisation d'une lentille ou d'un système de lentilles (25) recevant ladite image par l'intermédiaire d'un miroir semi-transparent (20)' intercalé dans lesdits moyens de transmission optique.