FR 2941063 A1 20100716 FR 0902018 A 20090427 DISPOSITIF D'IMAGERIE X OU INFRAROUGE COMPRENANT UN LIMITEUR DE DOSE A VITESSE DE TRANSLATION CONTROLEE L'invention se rapporte à un dispositif d'imagerie X ou infrarouge, du type 5 radiographie ou scanographie, comprenant plus particulièrement : - un support pour recevoir un corps à examiner, - une source alimentant un foyer émettant un faisceau de rayons X ou lumineux traversant une fente d'un limiteur de dose commandé en translation pour balayer le corps à examiner, 10 - un détecteur commandé en translation pour être irradié ou illuminé par le faisceau balayant le corps à examiner et détecter une intensité atténuée en fonction d'une traversée des rayons X ou lumineux à travers le corps à examiner, - un convertisseur analogiqueùnumérique pour convertir les intensités détectées en données pour déterminer une atténuation par le corps à examiner des 15 rayons X ou lumineux, et - un ordinateur programmé pour traiter les données provenant de la conversion des intensités détectées pour aboutir à une image exprimant l'atténuation des rayons X ou lumineux par le corps examiné. Un dispositif de ce type est connu notamment de la demande de brevet FR- 20 A-2 888 374 déposée par le demandeur. Le détecteur se présente sous la forme d'une barrette de détection et le limiteur de dose est commandé en translation à la même vitesse et dans le même sens que le détecteur pour réduire l'exposition du corps à examiner à celle juste nécessaire à l'irradiation ou l'illumination de la barrette. La source étant fixe, le déplacement synchrone du limiteur de dose et du 25 détecteur tend à désaligner ces trois éléments. L'effet du désalignement reste toutefois acceptable pour les rayons émis par la source avec un faible angle de divergence par rapport à la direction axiale du faisceau et la source peut être maintenue en position fixe pour un balayage d'une largeur typique. Pour un balayage plus important, par exemple du double de la largeur typique, l'effet du 30 désalignement conduit à effectuer successivement deux balayages à partir de deux positions fixes de la source. Le but de l'invention est de modifier un dispositif selon le type indiqué ci-dessous pour augmenter la largeur de balayage pour une position donnée de la source en vue d'obtenir des images en radiographie ou scanographie de grande largeur, typiquement de l'ordre de 50 cm, tout en réduisant l'exposition aux rayons X ou lumineux à celle juste nécessaire à l'irradiation ou l'illumination du détecteur. A cet effet, l'invention a pour objet un dispositif conforme à celui rappelé en introduction, caractérisé en ce que le limiteur de dose est commandé en translation à une vitesse proportionnelle à celle du détecteur, contrôlée par le rapport des distances entre d'une part le foyer et le détecteur et d'autre part, le foyer et le limiteur de dose. Par un tel contrôle des vitesses du limiteur de dose et du détecteur, on maintient un alignement entre le foyer, la fente du limiteur de dose et le détecteur. Sans déplacer la source, on peut ainsi balayer le corps à examiner sur une largeur importante en utilisant non seulement les rayons faiblement divergents mais également les rayons plus divergents, à l'intérieur d'un cône de divergence choisi en fonction des distances entre d'une part le foyer et le limiteur de dose et d'autre part entre le foyer et le détecteur. L'alignement entre le foyer, la fente du limiteur de dose et le détecteur permet de balayer le corps à examiner tout en réduisant la dose d'irradiation ou d'illumination à celle juste nécessaire à l'irradiation ou l'illumination du détecteur. Selon une variante de réalisation de l'invention, le faisceau de rayons X ou lumineux est un faisceau secondaire, issu d'un foyer virtuel formé par un faisceau primaire, émis par un foyer réel alimenté par la source et réfléchi par un réflecteur à double réflexion disposé entre la source et le limiteur de dose. Le limiteur de dose est déplacé en translation dans le même sens de déplacement que celui du détecteur, lorsqu'il est disposé entre le foyer virtuel et le corps à examiner. Il est déplacé dans le sens opposé à celui du détecteur lorsqu'il est disposé entre le réflecteur à double réflexion et le foyer virtuel. L'invention s'étend à un dispositif conforme à celui rappelé en introduction, caractérisé en ce que le limiteur de dose est commandé en translation à la même vitesse que celle du détecteur devant un réflecteur, irradiant ou illuminant le corps à examiner en réfléchissant les rayons émis par la source suivant des nappes parallèles. On peut ainsi balayer le corps à examiner sur une largeur importante correspondant à une section de sortie du réflecteur sans déplacer la source mais en utilisant les rayons réfléchis suivant les nappes parallèles. Le contrôle du déplacement synchrone de la fente du limiteur de dose et du détecteur permet là encore de réduire la dose d'irradiation ou d'illumination à celle juste nécessaire à l'irradiation ou l'illumination du détecteur. L'invention permet avantageusement d'obtenir des images de grande largeur à haute définition, d'une façon bien plus économique, par comparaison à un dispositif dans lequel une plaque de détection devrait couvrir toute la largeur d'exploration. II faut rappeler que pour une image ayant une définition égale à 81 �m, le nombre de points à enregistrer par cm2 vaut 15241. Si l'image a une largeur de 50 cm et une hauteur de 46 cm, elle nécessite l'enregistrement de 35 millions de points. Pour une définition de 27 �m, il faut enregistrer 137174 points par cm2, soit 315 millions de points pour l'image 50 cm x 46 cm. Une plaque de détection capable d'effectuer de tels enregistrements aurait un coût de fabrication prohibitif. De préférence, le limiteur de dose est commandé en déplacement, identiquement ou proportionnellement, à la vitesse du détecteur égale au terme U Nr où U est la largeur utile du détecteur irradiée ou illuminée par le faisceau à travers la fente du limiteur de dose, N est le nombre de lignes à K photodiodes du 20 détecteur et i est le temps de transfert de charge des photodiodes d'une ligne à la ligne adjacente, cumulativement de la première ligne 11 à la dernière ligne IN du détecteur, ce dernier étant déplacé en sens contraire au sens du transfert de charge, soit en translation de la gauche vers la droite si la dernière ligne IN marque un bord gauche du détecteur et la première ligne 11, un bord droit du 25 détecteur. Par comparaison avec un détecteur ne possédant qu'une seule ligne de K photodiodes, le détecteur à transfert de charge indiqué ci-dessus permet d'intégrer sur la dernière ligne IN l'intensité détectée en un point du détecteur pendant la durée NT. On peut ainsi diminuer la puissance de la source à raison du temps 30 d'intégration NT , à même dose d'irradiation ou d'illumination reçue par le corps à examiner. De surcroît, la largeur utile U est N fois plus importante que celle d'un détecteur à une seule ligne, à même définition de détection, c'est-à-dire même largeur de ligne. En commandant en déplacement le limiteur de dose à la vitesse U Nz de la projection de la fente du limiteur de dose sur le détecteur, rapportée à la largeur utile du détecteur. D'autres avantages de l'invention apparaîtront à la lumière de la description des modes de réalisation illustrés par les dessins. La figure 1 est une vue de dessus d'un dispositif selon un premier mode de réalisation de l'invention. La figure 2 est une vue de dessus d'une variante à foyer virtuel du premier 10 mode de réalisation de l'invention, dans laquelle le limiteur de dose est disposé en aval d'un foyer virtuel formé par un réflecteur à double réflexion à un seul axe. La figure 3 est une vue de dessus d'une variante à foyer virtuel du premier mode de réalisation de l'invention, dans laquelle le limiteur de dose est disposé en amont du foyer virtuel formé par un réflecteur à double réflexion à un seul axe. 15 La figure 4 est une vue de dessus d'une variante à foyer virtuel du premier mode de réalisation de l'invention, dans laquelle le limiteur de dose est disposé en aval du foyer virtuel formé par un réflecteur à double réflexion à deux axes. La figure 5 est une vue de dessus d'une variante à foyer virtuel du premier mode de réalisation de l'invention, dans laquelle le limiteur de dose est disposé en 20 amont du foyer virtuel formé par un réflecteur à double réflexion à deux axes. La figure 6 est une vue de dessus d'un dispositif selon un deuxième mode de réalisation de l'invention, pour une première position de balayage. La figure 7 est une vue de dessus d'un dispositif selon le deuxième mode de réalisation de l'invention, pour une deuxième position de balayage. 25 La figure 8 est une vue de face du limiteur de dose des dispositifs illustrés par les figures 1 à 5. La figure 9 est une vue de face d'une exécution particulière du limiteur de dose illustré par la figure 8. , on diminue ainsi la surexposition locale du détecteur, définie par la largeur La figure 10 est une vue de face du détecteur des dispositifs illustrés par les figures 1 à 5. La figure 11 montre un segment isolé du détecteur illustré par la figure 10, à différents instants du déplacement en translation du détecteur. La figure 12 montre schématiquement la structure du détecteur ainsi que les éléments de la chaîne d'acquisition du dispositif illustré par les figures 1 à 5. La figure 13 est une vue de dessus montrant un système de centrage des prises de vue. La figure 14 illustre la mise en oeuvre du centrage dans une première prise ~o de vue de référence. La figure 15 illustre la mise en oeuvre du centrage dans une deuxième prise de vue de référence. Figure 1, un premier mode de réalisation d'un dispositif d'imagerie X ou infrarouge, conçu pour la radiographie ou la scanographie, comprend dans une 15 cabine 2 : - un support 1 pour recevoir un corps à examiner 3, - une source 5 alimentant un foyer F émettant un faisceau 7 de rayons X ou lumineux traversant une fente 8 d'un limiteur de dose 8,8a,8b commandé en translation balayer le corps à examiner 3, 20 - un détecteur 9 commandé en translation pour être irradié ou illuminé par le faisceau 7 balayant le corps à examiner 3 et détecter une intensité atténuée en fonction d'une traversée des rayons X ou lumineux à travers le corps à examiner 3, - un convertisseur 11 analogiqueùnumérique pour convertir les intensités détectées en données pour déterminer une atténuation par le corps à examiner 3 25 des rayons X ou lumineux, et - un ordinateur 13 programmé pour traiter les données provenant de la conversion des intensités détectées pour aboutir à une image exprimant l'atténuation des rayons X ou lumineux par le corps examiné 3. Le support 1 peut tourner autour d'un axe de rotation S2, définissant conventionnellement le sens de la hauteur. La source 5 est fixée dans une cage 4 de forme parallélépipédique présentant une section de sortie 6 délimitée par deux plaques 6a,6b espacées l'une de l'autre d'une largeur L . A noter que ces deux plaques peuvent être coulissantes par rapport à la cage 4 pour faire varier la largeur .C? de la section de sortie 6. Elle émet le faisceau à partir du foyer F placé dans un tube à rayons X. Les positions respectives du foyer F et des plaques 6a,6b déterminent une direction axiale A de propagation du faisceau hors de la cage parallélépipédique. La largeur � de la section de sortie 6 détermine la divergence du faisceau autour de la direction axiale A. Le limiteur de dose 8a,8b est commandé en translation dans un plan P1 perpendiculaire à la direction axiale A du faisceau, par un vérin 10 le long d'un rail 12, de préférence un rail à billes pour limiter les frottements. La tige mobile 28 du vérin est fixée à la plaque 8a par une attache 30. La fente 8 est ainsi déplacée devant la section de sortie 6 de la cage parallélépipédique 4 pour que le faisceau balaye le corps à examiner 3. Le détecteur 9 est fixé à un support 14 commandé par un vérin 16 le long d'un rail, en translation dans un plan P2 perpendiculaire à la direction axiale A du faisceau. La tige mobile 28 du vérin est fixée au support 14 par une attache 30. A noter que le vérin 16 peut être suffisamment robuste pour déplacer le détecteur 9 sans participation d'un rail, ceci pour limiter les frottements et mieux contrôler la vitesse de déplacement du détecteur 9 par rapport à celle du limiteur de dose 8a,8b. Selon l'invention, le limiteur de dose 8,8a,8b est commandé en translation à une vitesse proportionnelle à celle du détecteur 9, contrôlée par le rapport des distances D2 entre d'une part la source 5 et le détecteur 9 DI et d'autre part, la D1 source 5 et le limiteur de dose 8,8a,8b D2 Un logiciel est chargé dans l'ordinateur 13 pour commander en translation les deux vérins 10,16 déplaçant le limiteur de dose 8,8a,8b et le détecteur 9. A titre d'exemple, la vitesse du limiteur de dose 8,8a,8b est égale au tiers de celle du détecteur 9 lorsque la distance entre la source 5 et le détecteur 9 vaut 180 cm et la distance entre la source 5 et le limiteur de dose, 60 cm. Si le détecteur est déplacé sur une course de 50 cm en vue d'obtenir une image de même largeur, le limiteur de dose est déplacé dans le même temps sur une course de 16,66 cm, dans le même sens de déplacement que le détecteur. Les figures 2 à 5 illustrent différentes variantes à foyer virtuel du premier mode de réalisation de l'invention. Dans ces variantes, le faisceau de rayons X ou lumineux est un faisceau secondaire 72, issu d'un foyer virtuel F2 formé par un faisceau primaire 71, émis par un foyer réel F1 alimenté par la source 5 et réfléchi par un réflecteur à double réflexion 55 disposé entre la source 5 et le limiteur de dose 8,8a,8b. Les figures 2 et 3 illustrent plus particulièrement un réflecteur à double réflexion 55 dont la section d'entrée 22 et la section de sortie 60 sont alignées suivant la direction axiale A du réflecteur. De préférence, ce réflecteur est un paraboloïde de révolution. Le foyer réel F1 alimenté par la source 5 se confond avec le foyer géométrique d'entrée du paraboloïde. Les rayons X ou lumineux du faisceau primaire 71 émis par le foyer réel FI subissent une première réflexion alignant leur propagation parallèlement à la direction axiale A du réflecteur puis une deuxième réflexion modifiant leur propagation pour converger au foyer virtuel F2 confondu avec le foyer géométrique de sortie du paraboloïde. Les rayons X ou lumineux issus du foyer virtuel F2 forment le faisceau secondaire 72. Un obturateur 63 en forme de disque est disposé en aval de la section d'entrée 22 du réflecteur à double réflexion 55 pour stopper la propagation des rayons directs issus du foyer réel F1. A noter que le réflecteur 55 peut comprendre deux paraboloïdes disposés tête-bêche et déplaçables en translation suivant la direction axiale A pour faire varier la position du foyer virtuel F2 le long de cette direction axiale. Ces deux paraboloïdes peuvent être de deux tailles différentes. Les figures 4 et 5 illustrent plus particulièrement un réflecteur à double réflexion 55 dont la section d'entrée 22 est alignée suivant une première direction axiale E du réflecteur et la section de sortie 60, suivant une deuxième direction axiale S du réflecteur, parallèle mais non co-axiale avec la première direction axiale E. De préférence, ce réflecteur comprend deux paraboloïdes de révolution 57 et 59, disposés tête-bêche. Le foyer réel F1 alimenté par la source 5 se confond avec le foyer géométrique du paraboloïde d'entrée 57. Les rayons X ou lumineux du faisceau primaire 71 émis par le foyer réel F1 subissent une première réflexion dans le paraboloïde d'entrée 57, alignant leur propagation parallèlement à la direction axiale E. Un obturateur 63 en forme de disque est disposé en aval de la section d'entrée 22 du paraboloïde d'entrée 57 pour stopper la propagation des rayons directs issus du foyer réel F1. La grande section 62 du paraboloïde de sortie 59 est de préférence inscrite dans la région annulaire de la grande section 20 du paraboloïde d'entrée 57 traversée par les rayons réfléchis parallèlement à la direction axiale E. Ces derniers subissent une deuxième réflexion dans le paraboloïde de sortie 59, modifiant leur propagation pour converger vers le foyer virtuel F2 confondu avec le foyer géométrique de ce paraboloïde 59 appartenant à la direction axiale S. Les rayons X ou lumineux issus du foyer virtuel F2 forment le faisceau secondaire 72. Figure 2 ou 4, le limiteur de dose 8,8a,8b est disposé en aval du foyer virtuel F2, soit encore entre ce foyer virtuel et le corps à examiner 3 et est commandé en translation dans le même sens de déplacement que le détecteur et à une vitesse proportionnelle à ce dernier, contrôlée par le rapport des distance entre d'une part le foyer virtuel F2 et le détecteur, soit Dl, et le foyer virtuel F2 et le limiteur de dose 8,8a,8b d'autre part, soit D2. Figure 3 ou 5, le limiteur de dose 8,8a,8b est disposé en amont du foyer virtuel F2, soit encore entre ce foyer virtuel et le réflecteur à double réflexion 55 et est commandé en translation dans un sens de déplacement opposé à celui du détecteur et à une vitesse proportionnelle à ce dernier, contrôlée par le rapport des distance entre d'une part le foyer virtuel F2 et le détecteur, soit Dl, et le foyer virtuel F2 et le limiteur de dose 8,8a,8b d'autre part, soit D2. Les variantes illustrées par les figures 4 et 5 permettent avantageusement de disposer plusieurs réflecteurs de sortie 59 en aval du réflecteur d'entrée 57. Ainsi, la même source 5 à rayons X ou lumineux est utilisée pour explorer plusieurs corps à examiner 3 simultanément. A chaque réflecteur de sortie 59 un triplet de distances Dl ,D2,D3 peut être associé en réglant la position du foyer virtuel F2 ou la position du support 1 le long de la direction axiale S de chacun. Le réglage de position du foyer virtuel F2 s'obtient par exemple par une translation plus ou moins importante d'un réflecteur de sortie 59 par rapport au réflecteur d'entrée commun 57, parallèlement à la direction axiale E. Ainsi, pour une position donnée du plan de déplacement P2 du détecteur 9, différentes positions du foyer virtuel F2 ou du support 1 permettent d'obtenir différents grossissements. A noter que différentes positions du support 1 permettent, pour deux positions données du foyer virtuel F2 et du plan de déplacement du détecteur 9, d'obtenir différents grossissements avec une même cinématique entre le limiteur de dose 8,8a,8b et le détecteur 9, les distances Dl et D2 étant par hypothèse constantes, seule la distance D3 étant affectée par le réglage de la position du support 1. A titre d'exemple, on donne les valeurs numériques suivantes: le réflecteur d'entrée 57 est un paraboloïde de paramètre p = 2 ayant 60 cm de longueur et une grande section 20 égale à 31 cm de diamètre; le réflecteur de sortie 59 est un paraboloïde de paramètre p = 0,1 ayant 30 cm de longueur et une grande section 62 égale à 4,9 cm de diamètre. Les différentes variantes à foyer virtuel du premier mode de réalisation de l'invention permettent de balayer le corps à examiner 3 avec le faisceau secondaire 72 tout en limitant l'exposition aux rayons X ou lumineux à celle juste nécessaire à l'irradiation ou l'illumination du détecteur. Ces variantes sont particulièrement bien adaptées à l'exploration de corps de petite taille, de quelques centimètres, comme dans le cas de petits animaux de laboratoire, ou à quelques millimètres voire quelques micromètres, comme dans le cas d'un tissu de cellules humaines, animales ou végétales. Le corps à examiner 3 peut en effet être fortement rapproché du foyer virtuel F2 pour minimiser la distance D3 les séparant, par rapport à la distance Dl existant entre le foyer virtuel F2 et le détecteur 9. Ainsi, l'image du tissu cellulaire projetée sur le détecteur 9 est agrandie dans le rapport des distances Dl et D3. En application des variantes illustrées par les figures 2 et 4, un amas de cellules en tant que corps à examiner 3 étant disposé dans une éprouvette servant de support 1, à une distance D3 égale à 4 mm du foyer virtuel F2, on obtient un grossissement égal à 250 en disposant le détecteur 9 à une distance Dl égale à 1 m du foyer virtuel F2. Si la résolution du détecteur 9 est égale à 25 �m, on obtient une résolution d'image du tissu cellulaire égale à 100 angstrôms. Les variantes illustrées par les figures 3 et 5 permettent de rapprocher encore l'éprouvette du foyer virtuel F2, par exemple à une distance D3 égale à 1 mm, étant rappelé que le limiteur de dose 8,8a,8b est disposé en amont du foyer virtuel F2. On obtient ainsi un grossissement égal à 1000 en disposant le détecteur 9 à la distance Dl égale à 1 m et une résolution d'image du tissu cellulaire égale à 25 angstrêms. Dans ces différents cas de figure, on déplace le limiteur de dose 8,8a,8b en translation dans le plan P1 à une vitesse égale à 405 �m/s lorsqu'il est disposé à une distance D2 du foyer virtuel F2 égale à 5 mm et que le détecteur 9 est déplacé dans le plan P2 à une vitesse égale à 8,1 cm/s. La fente 8 du limiteur de dose est réduite à une largeur égale à 50 �m. Le vérin 10 de commande en déplacement du limiteur de dose est ici remplacé par une crémaillère à actuateur piézoélectrique, dont un exemple est donné par la demande de brevet EP-A-1 058 322 et le brevet US 6 429 572 déposés par le demandeur. Les différentes variantes à foyer virtuel du premier mode de réalisation de l'invention décrites ci-dessous s'appliquent à l'imagerie de tout corps, vivant ou inanimé. Dans le cas de corps vivants, on peut encore réduire l'exposition aux rayons X en disposant autour du corps des feuilles métalliques, par exemple en aluminium ou en fer, pour absorber une partie de la dose émise, qui peut être importante à proximité du foyer virtuel. Les Figures 6 et 7 illustrent un deuxième mode de réalisation de l'invention. Dans ces figures, les éléments en commun avec le premier mode de réalisation de l'invention portent les mêmes référence et sont considérés comme décrits par renvoi à la figure 1. Un réflecteur 15 est disposé en regard du foyer F de la source 5. En incidence rasante, les rayons X émis par la source 5 se réfléchissent totalement ou partiellement sur les parois du réflecteur 15. On détermine l'angle e en dessous duquel la réflexion est totale par la formule suivante : e La figure 9 illustre un agencement préféré du détecteur 9 à deux barrettes de détection 9a,9b pour doubler la hauteur de prise de vue. Les deux barrettes 9a,9b sont de préférence décalées l'une par rapport à l'autre pour éviter la formation d'une zone neutre dans l'image due à un défaut d'ajustement en hauteur. En ce cas, les plaques du limiteur de dose 8a,8b présentent un profil de fente 32 correspondant au décalage des deux barrettes de détection pour maintenir une largeur de fente constante en face de la première 9a comme de la deuxième barrette de détection 9b. Ainsi, le facteur de surexposition locale n'est pas augmenté par le décalage des deux barrettes de détection. Dans le premier ou le deuxième mode de réalisation de l'invention, le limiteur de dose 8,8a,8b est de préférence commandé en translation par le vérin 10 à partir d'un point de repos O pour lequel la fente 8 est en dehors de la section de sortie 6 de la cage parallélépipédique 4 ou de la section de sortie 20 du réflecteur 15 pour obstruer complètement le faisceau 7. Cet agencement permet de faire fonctionner la source 5 sans nécessiter de l'éteindre puis de la réenclencher et diminue ainsi le temps mort entre deux prises de vue. Les figures 10 et 11 illustrent un mode de réalisation de l'invention avec un détecteur 9 comprenant N lignes de K photodiodes xn chacune. Le nombre N de lignes détermine la définition du détecteur dont la largeur utile est U. La charge des photodiodes de même indice k est transférée d'une ligne à la ligne adjacente, cumulativement de la première ligne Il à la dernière ligne IN du détecteur 9, avec un temps de transfert T. Figure 11, la charge q1 acquise pendant i par la photodiode x k k est transférée à la photodiode .x2. Dans le même temps, cette photodiode x2 est déplacée avec le déplacement du détecteur 9 pour occuper, dans un repère fixe R par rapport à la cabine 2, la position qu'occupait la photodiode ,xi avant le transfert. La photodiode x2 acquiert une nouvelle charge q2 pendant i et transfère la charge cumulée q1 + q2 à la photodiode x3 . Dans le même temps, cette photodiode x3 est déplacée par la translation du détecteur 9 pour occuper, dans un repère fixe R par rapport à la cabine 2, la position qu'occupait la photodiode ,x2 avant le transfert de charge. La photodiode xN de même indice appartenant à la dernière ligne cumule, à l'issue des N transferts de charge, la somme des charges acquises par chaque photodiode de même indice k à chaque instant T. Chaque photodiode de la dernière ligne IN intègre ainsi l'intensité correspondant à l'irradiation ou l'illumination du corps à examiner 3 par un même rayon X ou lumineux pendant la durée du transfert des charges de la première ligne Il à la dernière ligne IN , soit pendant N2 , lorsque le détecteur 9 est déplacé à U la vitesse en sens contraire au sens du transfert de charge. Sur les figures 6 Nz et 7, le détecteur est conventionnellement déplacé de la gauche vers la droite comme indiqué par la flèche 31, alors que les charges des photodiodes de même ~o indice k remontent, comme indiqué par la flèche 33, vers la dernière ligne IN marquant un bord gauche du détecteur 9 à partir de la première ligne Il marquant un bord droit du détecteur 9. La dose d'irradiation du corps à examiner est proportionnelle à la puissance de la source et au temps d'exposition. Pour obtenir une image sous une même 15 définition, par exemple 27 �m, avec une même dose d'irradiation, l'intégration pendant N2 permet de diviser par Nr la puissance de la source. Le détecteur à transfert de charge permet également de diminuer le facteur de surexposition locale défini précédemment, puisque la largeur utile du détecteur est N fois plus importante, comparée à celle d'un détecteur à une seule ligne de détection. 20 La figure 12 montre de façon schématique la structure du détecteur 9 ainsi que les éléments de la chaîne d'acquisition. Le détecteur 9 comprend un scintillateur 35, un réseau de fibres optiques 37 et un capteur 39 à photodiodes rangées en N lignes de chacune K photodiodes. Sous l'effet des rayons X, le scintillateur 35 émet des paquets de photons 25 infrarouges qui sont guidés par les fibres optiques 37 jusqu'à illuminer les photodiodes. Un générateur de phase 41 est accouplé au détecteur 9 pour effectuer d'une part le transfert de charge des photodiodes xi , xi , xK de la première ligne Il aux photodiodes 1 2 K xN, xN, xN de la dernière ligne IN, suivant le procédé décrit précédemment, et le transfert de la dernière ligne IN vers un 30 amplificateur 43 puis vers le convertisseur analogique- numérique 11. La conversion est réalisée sur 8 ou 12 bits. A noter que le détecteur 9 et l'amplificateur 43 peuvent être refroidis par azote à -160°C -190°C pour diminuer le bruit de fond d'origine thermique et augmenter le gain d'amplification. De même, le générateur de phase 41 est refroidi à -20°C. Le refroidissement du détecteur 9, du générateur de phase 41 et de l'amplificateur 43 augmente la sensibilité de la chaîne d'acquisition et contribue ainsi à la réduction de la dose d'irradiation. Une interface 12 est prévue entre le convertisseur 11 analogique- numérique et l'ordinateur 13 pour transférer à une fréquence égale à l'inverse du temps i de transfert de charge, les données vN , vN , vN issues de la conversion des charges cumulées sur chacune des photodiodes xN, xN, xN de la dernière ligne IN du détecteur 9. Les données sont rangées dans la mémoire de l'ordinateur 13 dans un tableau 45 traduisant l'image obtenue par les déplacements à vitesse contrôlée, proportionnelle ou identique, du limiteur de dose 8a,8b et du détecteur 9 pendant le balayage du corps à examiner 3. Un détecteur conforme à celui qui vient d'être décrit est disponible sous la marque ATMEL et la référence AT71957M. Le nombre de lignes N est égal à 242 et chaque ligne possède 8520 photodiodes. Le détecteur se présente sous la forme d'une barrette de détection ayant une largeur utile U égale à 0,654 cm et une hauteur utile égale à 23 cm. Chaque ligne a une définition de 27 �m dans la largeur comme dans la hauteur. Le temps de transfert de charge i est égal à 1 ms. Pour une course de déplacement de 50 cm, la dose d'irradiation est divisée par 76,45 si la largeur de projection de la fente 8 du limiteur de dose 8a,8b sur le détecteur 9 est égale à la largeur utile du détecteur, soit 0,654 cm. Pour une largeur de projection de 1 cm, la dose est divisée par 50 et le facteur de surexposition locale vaut 1,53. Le limiteur de dose 8a,8b est déplacé en sens contraire à celui du transfert de U charge, à la vitesse égale à 2,7 cm/s. Le temps Nç d'exposition de toute N'r partie du corps à examiner 3 aux rayons X ou infrarouges est limité à 242 ms. Il est possible de regrouper électroniquement les photodiodes de trois lignes adjacentes pour passer d'une définition de 27 �m à une définition de 81 �m. Le détecteur 9 est alors déplacé à la vitesse de 8,1 cm/s et le temps d'exposition de toute partie du corps à examiner diminue à 80 ms. Le dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon l'invention s'applique à la radiographie ou à la scanographie. Dans le cas de la radiographie, on prend généralement deux vues du corps à examiner, l'une de face et l'autre de profil. Dans le cas de la scanographie, on est amené à prendre plusieurs vues sous différents angles de rotation pour aboutir à une image des coefficients d'atténuation du corps examiné dans des plans de coupe perpendiculairement à la rotation. Dans la suite de l'exposé, on se limitera à l'application du dispositif à la scanographie. Pour un rappel du principe à la base de cette technique d'imagerie ainsi que pour un exposé complet du procédé de scanographie par génération directe auquel il est fait référence désormais, on consultera avec intérêt la demande française FR 2 888 374 et la demande internationale WO 2007/006560 déposées par le demandeur. On pourra également consulter la demande française FR 2 871 911 et la demande internationale WO 2006/003312 déposées par le demandeur pour un procédé de scanographie par amplification matricielle et ajustement point par point. Le dispositif est plus particulièrement défini par le fait qu'au cours de l'acquisition des données, le support 1 est commandé en rotation autour de l'axe de rotation û, par un moteur 29 et par le fait que l'ordinateur 13 est programmé pour effectuer les étapes suivantes : (1) construire un vecteur générateur colonne et un vecteur générateur ligne dont les n et m termes sont respectivement constitués par les données c; et p; provenant de la conversion des intensités détectées en un même point xN du détecteur 9 pendant la translation de ce dernier pour respectivement un premier i et un deuxième j angle de rotation, de préférence différents entre eux de 90 degrés, du support 1 autour de l'axe de rotation û, les données correspondant à un quadrillage en n x m zones élémentaires d'un plan de coupe du corps à examiner 3, perpendiculaire à l'axe de rotation SZ et contenant le point considéré xN du détecteur 9, (2) construire une matrice initiale (n,m) avec les termes des deux 3o vecteurs générateurs, en affectant à chaque zone élémentaire un terme de ligne et de colonne Bij représentant un coefficient d'atténuation et défini par la demi-somme, du terme homologue c; du vecteur générateur colonne divisé par le nombre m de termes du vecteur générateur ligne et du terme homologue pi du vecteur générateur ligne divisé par le nombre n de termes du vecteur générateur colonne, n m (3) ajuster le coefficient d'atténuation en chaque zone élémentaire en utilisant la formule suivante : pi et 1 n m Cu n + m 2nm (ZI1 i + 11 p J) i=l où, dans cette formule, Cij = la valeur recherchée du coefficient d'atténuation de la zone élémentaire (i,j) du quadrillage Bij = la valeur estimée initialement (n) = le nombre de lignes de la matrice initiale (m) = le nombre de colonnes de la matrice initiale pi est le j-ème terme du vecteur générateur de ligne c; est le i-ème terme du vecteur générateur de colonne pour aboutir à une image du plan de coupe du corps examiné sous les premier et deuxième angles de rotation, correspondant à une matrice ajustée pour laquelle les valeurs de bordure de ligne et de colonne calculées à l'aide des valeurs ajustées (Cij) sont égales, pour chaque ligne et pour chaque colonne, respectivement aux termes des vecteurs générateurs ligne et colonne, = c; j=1 n i=1Ci~ =pi (4) répéter les étapes (1) à (3) pour des données acquises avec différentes paires d'angles de rotation pour aboutir respectivement à différentes matrices ajustées correspondant à différentes images du plan de coupe du corps examiné sous les différentes paires d'angles de rotation, (5) à l'aide d'un opérateur de rotation, superposer sur une même paire d'angles toutes les matrices ajustées, et (6) afficher à l'écran de l'ordinateur une image de synthèse du plan de coupe du corps examiné correspondant à une matrice de synthèse des coefficients d'atténuation en chaque zone élémentaire (i,j) du quadrillage, obtenus par une moyenne terme à terme de toutes les matrices ajustées et superposées. Sur la figure 10, le point considéré XN du détecteur 9 est par exemple constitué par la photodiode xN ayant le numéro k dans la dernière ligne du détecteur 9. Les données c; proviennent des intensités détectées par cette photodiode tout au long de la translation du détecteur 9, sous l'angle de rotation i du support 1 autour de l'axe de rotation. De même, les données p; proviennent des intensités détectées par cette photodiode tout au long de la translation du détecteur 9, sous l'angle de rotation j, décalé de 90 degrés vis-à-vis de l'angle de rotation i. Lorsque, selon le deuxième mode de réalisation de l'invention, la photodiode xN est irradiée à la fois par des rayons réfléchis 17 par le réflecteur paraboloïde et des rayons directs 27 ou collimatés par le tube de collimation 24, les données c; ou p; provenant des intensités détectées par cette photodiode sous l'angle de rotation i ou j sont surestimées. Etant observé, qu'au cours de la rotation du support 1 autour de l'axe de rotation O, une même zone élémentaire attachée au corps à examiner 3 n'est placée devant la photodiode xN que pour l'angle de rotation i ou j, la moyenne terme à terme effectuée à l'étape (6) du procédé tend à lisser l'effet de la surestimation. En fonction de l'écart-type de la moyenne obtenue, il est prévu d'effectuer un écrêtage des données surestimées. Pour obtenir une image comportant (m x n) points du corps à examiner 3 dans le plan de coupe P, on construit, aux étapes (1) et (2), une matrice initiale de (m x n) termes par une estimation de chacun des termes des vecteurs générateurs colonne et ligne à partir des données obtenues à la suite seulement de deux irradiations du corps à examiner sous deux angles de rotation, par exemple décalés de 90 degrés. A l'étape (3), on procède à un ajustement des termes estimés de la matrice initiale par rapport aux n et m valeurs moyennes d'intensité détectées en tenant compte des valeurs de bordure. On aboutit ainsi à une première matrice ajustée correspondant à une première image ajustée. En pratique, les étapes (2) et (3) sont regroupées en une seule étape dite de génération directe des valeurs recherchées du coefficient d'atténuation Cij de l'image du plan de coupe du corps examiné sous les premier et deuxième angles de rotation. La formule utilisée à l'étape (3) ne nécessite en effet que la connaissance des données c; et pi provenant des intensités détectées dans la bande du détecteur pour le premier et le deuxième angle de rotation. Le troisième terme n m (.ci + P� 2nm i=1 j=1 est constant et est calculé une seule fois pour toutes les valeurs recherchées Cij. Les opérations élémentaires mises en oeuvre par la formule conduisent à un gain de temps très important. De surcroît, les coefficients Cij sont calculés indépendamment d'une image à l'autre, en ce sens qu'aucune rétro- projection n'est effectuée entre deux images obtenues sous deux paires d'angles de rotation. L'image de synthèse est simplement le résultat d'une moyenne terme à terme des valeurs Cij des images obtenues pour les différentes paires d'angle. Cela conduit à une réduction très importante des erreurs de calcul. L'exposé général ci-dessus s'applique à la scanographie d'un corps à examiner de petite taille selon les différentes variantes à foyer virtuel du premier mode de réalisation de l'invention décrites précédemment. Le support 1 est par exemple une éprouvette ou un tube à essai actionné en rotation autour de l'axe de rotation a Des résolutions d'image de 100 ou 25 angstrbms d'un tissu cellulaire ouvrent la voie à une exploration des éléments constitutifs des cellules, notamment à une comparaison entre le volume du noyau cellulaire et le volume du cytoplasme dans la perspective d'une caractérisation des cellulaires cancéreuses. Les différentes prises de vue doivent être centrées sur un même repère. Dans le dispositif selon l'invention, où le détecteur est commandé en translation sur une largeur relativement importante, le centrage des prises de vue par rapport à la course du détecteur peut conduire à des imprécisions d'autant plus importantes que le poids du détecteur est plus élevé et que la vitesse de déplacement est plus importante. A noter que l'ensemble constitué par la tige mobile 28 du vérin 16 et le détecteur 9 présente une masse d'environ 15 kg. C'est la raison pour laquelle on préfère utiliser un système de centrage des prises de vue indépendant de la course du détecteur. Figure 13, le système de centrage des prises de vue comprend un repère 38 fixe par rapport au détecteur 9 et un fil à plomb 18 suspendu au plafond de la cabine 2. Le repère fixe 38, par exemple une pointe, est disposé devant le plan de déplacement P2 du détecteur 9, dans une zone de hors champ par rapport à une projection du corps à examiner 3, c'est-à-dire excentrée par rapport à la direction axiale A du faisceau. Le fil à plomb 18 est disposé à l'aplomb du centre de rotation du support 1 en l'absence du corps à examiner pour matérialiser l'axe de rotation û. Figure 10, les projections 34 et 42 respectivement du fil à plomb 18 et du repère fixe 38 sont enregistrées lors d'une prise de vue de référence 47. La position de la projection du fil à plomb 18 est ensuite déterminée par rapport à la projection du repère fixe 38 et enregistrée en tant que position de la projection de l'axe de rotation a Toute prise de vue effectuée après le retrait du fil à plomb 18 est ainsi recentrée sur l'axe de rotation S2 par rapport à la projection 42 du repère fixe 38. On contrôle le parallélisme du détecteur 9 et de l'axe de rotation û, c'est-à-dire la verticalité du détecteur, par l'emploi d'un simple fil à plomb et corrige un éventuel défaut de parallélisme en agissant sur l'inclinaison du vérin 16. II faut en effet garder présent à l'esprit que le vérin 16 peut subir, au cours des nombreuses manipulations, une légère inclinaison entraînant un défaut de verticalité du détecteur 9. Le système de centrage peut aussi comprendre un deuxième repère fixe 40, homologue du premier repère fixe 38, pour contrôler le parallélisme entre le détecteur 9 et l'axe de rotation O. Les deux repères 38 et 40 sont disposés à deux hauteurs différentes suivant l'axe de rotation SZ. A noter que le système de centrage peut comprendre un deuxième fil à plomb 19 disposé devant le plan de déplacement P2 du détecteur, dans une position réglable. Avant centrage, il est disposé approximativement suivant l'alignement entre le foyer F de la source 5 et l'axe de rotation S2 matérialisé par le premier fil suspendu 18. La figure 14 montre la prise de vue de référence 47, où les projections 34 et 36 respectivement du premier fil 18, matérialisant l'axe de rotation n, et du deuxième fil 19 sont décalées l'une par rapport à l'autre. On règle la position de suspension du deuxième fil 19 au plafond de la cabine 2 de manière à le disposer exactement suivant l'alignement entre le foyer F de la source 5 et le premier fil suspendu 18. On contrôle cet l'alignement par une deuxième prise de vue de référence 48 où, figure 15, les projections 34 et 36 des deux fils suspendus 18 et 19 sont confondues. Le deuxième fil à plomb 19 conserve la projection de l'axe de rotation S2 sur le détecteur et par conséquent sur toute prise de vue effectuée après le retrait du premier fil suspendu 18. Il permet de centrer les différentes prises de vue sur l'axe de rotation S2 matérialisé par la projection du deuxième fil suspendu 19. Le premier fil 18 est par exemple en cuivre. Le deuxième fil 19 est de préférence plus absorbant aux rayons X que le premier. II est par exemple en alliage d'or. Un tel alliage permet également de former un fil plus fin, par exemple de 0,6 mm de diamètre. Cependant, la présence du corps à examiner 3 peut dans certains cas masquer le deuxième fil à plomb 19 et c'est la raison pour laquelle on préfère utiliser le système de centrage par le repère fixe 38 disposé hors champ par rapport à la projection du corps à examiner 3. Le dispositif selon l'invention peut également comprendre un moyen de centrage horizontal, c'est-à-dire perpendiculairement à l'axe de rotation Q. II peut s'agir d'une barrette disposée par exemple dans la cage parallélépipédique 4 ou dans le tube de collimation 24. Figures 10 et 11, la projection 50 de cette barrette sur les prises de vue de référence 47 et 48 est repérée par rapport à la projection 42 du repère fixe 38. L'intersection des projections 42 et 34 de la barrette et du fil à plomb 18 matérialisant l'axe de rotation S2 détermine le centre C de toute prise de vue, lui-même matérialisant la projection du foyer F de la source 5. A partir du centre C, il est permis de corriger les données issues de la conversion des intensités détectées pour tenir compte de la variation de distance entre le foyer F et une photodiode du détecteur 9 à tout instant de la translation de ce dernier. Il faut ici rappeler que l'intensité des rayons X décroît en raison inverse du carré de la distance de propagation. Le dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon l'invention permet d'obtenir des images à haute définition, multiple de 27 �m, tout en limitant au minimum l'exposition du patient et du personnel utilisant le dispositif aux rayons X ou infrarouges. Des essais effectués ont conduit aux résultats suivants : i) en réglant l'ouverture de la fente du limiteur de dose à 2 cm, on obtient une dose moyenne de 1,725 milligrays sur le patient. ii) en réglant l'ouverture de la fente du limiteur de dose à 0,5 cm, on obtient une dose moyenne de 0,0983 milligrays sur le patient. Dans ce cas, des mesures effectuées autour de la cabine conduisent à des valeurs comparables à la radioactivité naturelle. En ce qui concerne le patient, la dose reçue dépend de la puissance de la source nécessaire pour traverser la partie du corps à examiner avec les rayons X. On estime aujourd'hui : iii) pour une partie large, par exemple le thorax, la dose reçue pourra être de 0,5 milligrays avec une ouverture de fente égale à 0,5 cm. iv) pour une partie étroite, comme la main, la dose pourra être de seulement 0,090 milligrays avec une même ouverture de fente de 0,5 cm. En fonction du nombre de prises de vue nécessaires à la formation de l'image de synthèse, la dose totale reçue par le patient pourra varier entre 1 et 6 milligrays. A noter que le réflecteur parabolique, selon le deuxième mode d'exécution de l'invention, permet de diminuer encore la dose reçue par le patient à même puissance de source. Il importe également de souligner les faibles temps d'exposition aux rayons X permis par l'utilisation d'un dispositif selon l'invention. Pour une partie du corps large, comme le thorax, le temps d'acquisition d'une vue de 45 cm de largeur et de 30 cm de hauteur est égal à 5,55 secondes. Le temps total pour réaliser une scanographie à 18 vues atteint 190 secondes, en tenant compte des temps morts imposés par la rotation du support, ou atteint 380 secondes pour une scanographie 3o à 36 vues. II faut encore mettre en relief les faibles temps de calcul pour le traitement des données, pour une cabine comprenant 4 systèmes source - limiteur de dose - détecteur totalisant 184 cm dans la hauteur et permettant d'obtenir la scanographie complète d'un patient en une seule opération : v) 361 secondes à une définition de 162 �m, dans l'hypothèse où la translation du détecteur est la même, quelle que soit la partie du corps à examiner, conduisant à un important volume de données enregistrées pour des zones vides. vi) 117 secondes à une définition de 81 �m, dans l'hypothèse où la translation de chacun des 4 détecteurs est ajutée à la largeur du corps à examiner ~o explorée par ce détecteur. Etant rappelé que le traitement des données permet de restituer une image de synthèse à toute définition multiple de la définition du détecteur, par exemple 27 �m, le dispositif d'imagerie selon l'invention offre à un médecin plusieurs protocoles, parmi lesquels : 15 - choisir la définition de la détection, 27 �m sur les N lignes du détecteur ou 81 �m sur le tiers de ces lignes regroupées par trois, - choisir la définition de l'image de synthèse, multiple de la définition de la détection, soit 81 �m, 162 �m, 324 �m, 648 �m, en fonction de la taille de la partie explorée, 20 - zoomer sur une partie plus précise de l'image de synthèse en passant à une définition plus fine, par exemple de 324 �m à 81 �m,. En définitive, le dispositif d'imagerie selon l'invention constitue une réponse à une imagerie à haute définition, de grande largeur, à faible dose d'irradiation, à faible puissance d'émission, à faible encombrement et à faible coût de fabrication. REVENDICATIONS1. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge, du type radiographie ou scanographie, comprenant : - un support (1) pour recevoir un corps à examiner (3), - une source (5) alimentant un foyer (F,F1,F2) dont est issu un faisceau (7,71,72) de rayons X ou lumineux traversant une fente (8) d'un limiteur de dose (8,8a,8b) commandé en translation pour balayer le corps à examiner (3), - un détecteur (9) commandé en translation pour être irradié ou illuminé par le ~o faisceau balayant le corps à examiner (3) et détecter une intensité atténuée en fonction d'une traversée des rayons X ou lumineux à travers le corps à examiner (3), - un convertisseur (11) analogiqueûnumérique pour convertir les intensités détectées en données pour déterminer une atténuation par le corps à examiner (3) 15 des rayons X ou lumineux, et - un ordinateur (13) programmé pour traiter les données provenant de la conversion des intensités détectées pour aboutir à une image exprimant l'atténuation des rayons X ou lumineux par le corps examiné (3), caractérisé en ce que le limiteur de dose (8,8a,8b) est commandé en translation à 20 une vitesse proportionnelle à celle du détecteur (9), contrôlée par le rapport des distances (D2/D1) entre d'une part (Dl) le foyer (F,F1,F2) et le détecteur (9) et d'autre part, (D2) le foyer (F,F1 ,F2) et le limiteur de dose (8,8a,8b). 2. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 1, caractérisé en ce que le faisceau de rayons X ou lumineux est un faisceau secondaire (72), issu 25 d'un foyer virtuel (F2) formé par un faisceau primaire (71), émis par un foyer réel (F1) alimenté par la source (5) et réfléchi par un réflecteur à double réflexion (55) disposé entre la source (5) et le limiteur de dose (8,8a,8b). 3. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 2, caractérisé en ce que le limiteur de dose (8,8a,8b) est disposé entre le foyer virtuel (F2) et le corpsà examiner (3) et déplacé en translation dans le même sens de déplacement que celui du détecteur (9). 4. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 2, caractérisé en ce que le limiteur de dose (8,8a,8b) est disposé entre le réflecteur à double réflexion (55) et le foyer virtuel (F2) et déplacé en translation dans le sens de déplacement opposé à celui du détecteur (9). 5. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 2 ou 4, caractérisé en ce que le réflecteur à double réflexion comprend un réflecteur d'entrée (57) s'étendant suivant une direction axiale (E) parallèlement à laquelle les rayons X ou lumineux issus du foyer réel (F1) sont réfléchis et un réflecteur de sortie (59) s'étendant suivant une direction axiale (S), parallèle mais non co-axiale à la direction axiale (E) du réflecteur d'entrée (57), le long de laquelle le foyer virtuel (F2) est formé par convergence des rayons X ou lumineux réfléchis par le réflecteur de sortie (59). 6. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge, du type radiographie ou scanographie, comprenant : - un support (1) pour recevoir un corps à examiner (3), - une source (5) émettant un faisceau (7) de rayons X ou lumineux traversant une fente (8) d'un limiteur de dose (8,8a,8b) commandé en translation pour balayer le 20 corps à examiner (3), - un détecteur (9) commandé en translation pour être irradié ou illuminé par le faisceau balayant le corps à examiner (3) et détecter une intensité atténuée en fonction d'une traversée des rayons X ou lumineux à travers le corps à examiner (3), 25 - un convertisseur (11) analogiqueûnumérique pour convertir les intensités détectées en données pour déterminer une atténuation par le corps à examiner (3) des rayons X ou lumineux, et - un ordinateur (13) programmé pour traiter les données provenant de la conversion des intensités détectées pour aboutir à une image exprimant l'atténuation des 30 rayons X ou lumineux par le corps examiné (3), caractérisé en ce que le limiteur de dose (8,8a,8b) est commandé en translation à la même vitesse que celle du détecteur (9) devant un réflecteur (15), irradiant ouilluminant le corps à examiner (3) en réfléchissant les rayons émis par la source (5) suivant des nappes parallèles. 7. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 6, caractérisé en ce que le réflecteur (15) comprend un collimateur (24) pour la collimation des rayons non réfléchis par le réflecteur (15) sur la fente (8) du limiteur de dose (8,8a,8b) lors de son déplacement devant le réflecteur (15). 8. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 1 ou 6, caractérisé en ce que le limiteur de dose (8,8a,8b) comprend deux plaques (8a,8b) déplaçables l'une par rapport à l'autre par un moyen de réglage (21,23,25) de l'ouverture de la fente (8). 9. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 8, caractérisé en ce que les deux plaques (8a,8b) du limiteur de dose (8,8a,8b) sont pourvues d'un profil de fente (32) correspondant à un décalage entre deux barrettes de détection (9a,9b) formant le détecteur (9). 10. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 1 ou 6, caractérisé en ce que le limiteur de dose (8,8a,8b) est commandé en translation à partir d'un point de repos (0) pour lequel la fente (8) est en dehors d'une section de sortie (6) d'une cage (4) contenant la source (5) ou en dehors d'une section de sortie (20) du réflecteur (15) pour obstruer complètement le faisceau (7). Nz travers la fente (8) du limiteur de dose (8,8a,8b), N est le nombre de lignes à K 25 photodiodes du détecteur (9) et T est le temps de transfert de charge des photodiodes d'une ligne à la ligne adjacente, cumulativement de la première ligne (ll) à la dernière ligne (IN ) du détecteur (9), ce dernier (9) étant déplacé en sens contraire au sens du transfert de charge, soit en translation de la gauche vers la droite si la dernière ligne (IN) marque un bord gauche du détecteur (9) et la 30 première ligne (II), un bord droit du détecteur (9). 11. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 1 ou 6, caractérisé en ce que le limiteur de dose (8,8a,8b) est commandé en déplacement, identiquement ou proportionnellement, à la vitesse du détecteur (9) égale au terme U où U est la largeur utile du détecteur irradiée ou illuminée par le faisceau à27 12. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 11, caractérisé en ce qu'il comprend une interface (12) entre le convertisseur (11) analogique-numérique et l'ordinateur (13) transférant les données issues de la conversion des charges cumulées sur chacune des K photodiodes de la dernière ligne (IN) du détecteur (9), à une fréquence égale à l'inverse du temps i de transfert de charge des photodiodes. 13. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 1 ou 6, caractérisé en ce que le support (1) est commandé en rotation autour de l'axe de rotation (S2) et l'ordinateur (13) est programmé pour effectuer les étapes suivantes : (1) construire un vecteur générateur colonne et un vecteur générateur ligne dont les n et m termes sont respectivement constitués par les données (chi)) provenant de la conversion des intensités détectées en un même point (XN) du détecteur (9) pendant la translation de ce dernier pour respectivement un premier (i) et un deuxième (j) angle de rotation, de préférence différents entre eux de 90 degrés, du support 1 autour de l'axe de rotation (S2), les données correspondant à un quadrillage en n x m zones élémentaires d'un plan de coupe du corps à examiner 3, perpendiculaire à l'axe de rotation (S2) et contenant le point considéré (xN) du détecteur (9), (2) construire une matrice initiale (n,m) avec les termes des deux vecteurs générateurs, en affectant à chaque zone élémentaire un terme de ligne et de colonne (Bij) représentant un coefficient d'atténuation et défini par la demi-somme, du terme homologue (ci) du vecteur générateur colonne divisé par le nombre (m) de termes du vecteur générateur ligne et du terme homologue (pi) du vecteur générateur ligne divisé par le nombre (n) de termes du vecteur générateur colonne, lep;+-;) 2 n m (3) ajuster le coefficient d'atténuation en chaque zone élémentaire en utilisant la formule suivante : pi ci 1 n m CU n + m 2nm + ,off) i =1 J= 1où, dans cette formule, Cij = la valeur recherchée du coefficient d'atténuation de la zone élémentaire (i,j) du quadrillage Bij = la valeur estimée initialement (n) = le nombre de lignes de la matrice initiale (m) = le nombre de colonnes de la matrice initiale pi est le j-ème terme du vecteur générateur de ligne c; est le i-ème terme du vecteur générateur de colonne pour aboutir à une image du plan de coupe du corps examiné sous les premier et deuxième angles de rotation, correspondant à une matrice ajustée pour laquelle les valeurs de bordure de ligne et de colonne calculées à l'aide des valeurs ajustées (Cij) sont égales, pour chaque ligne et pour chaque colonne, respectivement aux termes des vecteurs générateurs ligne et colonne, E m Cij = c; j=1 n ln _ 1Cij = pi (4) répéter les étapes (1) à (3) pour des données acquises avec différentes paires d'angles de rotation pour aboutir respectivement à différentes matrices ajustées correspondant à différentes images du plan de coupe du corps examiné sous les différentes paires d'angles de rotation, (5) à l'aide d'un opérateur de rotation, superposer sur une même paire d'angles toutes les matrices ajustées, et (6) afficher à l'écran de l'ordinateur une image de synthèse du plan de coupe du corps examiné correspondant à une matrice de synthèse des coefficients d'atténuation en chaque zone élémentaire (i,j) du quadrillage, obtenus par une moyenne terme à terme de toutes les matrices ajustées et superposées. 14. Dispositif d'imagerie X ou infrarouge selon la revendication 1, 6 ou 13, caractérisé en ce qu'il comprend un repère (38,40) fixe par rapport au détecteur (9) et disposé hors champ par rapport à une projection du corps à examiner (3) sur le détecteur (9) ou un fil à plomb (19) fixe par rapport au détecteur (9) et aligné avec la source (5) et l'axe de rotation (û). 15. Ordinateur (11) programmé pour l'utilisation d'un dispositif selon la revendication 13. 16. Programme d'ordinateur pour l'utilisation d'un dispositif selon la revendication 13 lorsqu'il est chargé dans un ordinateur (11).