L'invention concerne un montage pour un détecteur de rayonnement ionisant, qui comporte plusieurs champs de mesure en série et en aval de chacun desquels sont branchés des dispositifs de traitement du signal qu'ils fournis sent. Des montages de ce type sont utilisés dans les dispositifs automatiques d'exposition au rayonnement X. Chaque champ de mesure délivre un signal qui est une mesure du débit de dose correspondant. Par l'intégration de ce signal, on peut obtenir un signal correspondaiit à la dose de rayonnement X et on peut utiliser ce signal pour couper le rayonnement X. A partir de la transparence variable de sujets médicaux, il est nécessaire, dans un dispositif automatique d'exposition au rayonnement X du type décrit, d'intégrer la dose sur un domaine assez étendu qui est important pour le diagnostic. Ceci peut etre réalisé grâce à un choix adapté de la surface de mesure du détecteur, sensible au rayonnement. La surface de mesure sensible au rayonnement peut en effet être déterminée par le branchement approprié de champs de mesure .Dans le cas d'examens avec un agent de contraste, par exemple dans le cas de l'examen du passage gastro-intestinal, il peut cependant arriver qu'une zone assez importante de la surface de mesure soit couverte par l'agent de contraste, ce qui conduit à des expositions défectueuses au moyen du dispositif automatique d'exposition, car dans ce cas la dose de rayonnement intégrée sur la surface de mesure du détecteur en un temps déterminé peut différer fortement de la dose obtenue lorsque de tels contrastes importants de l'image radiographique n'existent pas. L'invention a pour but d'indiquer un montage pour un détecteur du type indiqué plus haut, permettant de détecter le contraste de l'image radiographique et d'exclure de ce fait des expositions défectueuses d'un film radiographique. Ce problème est résolu conformément à l'invention à l'aide d'un organe sommateur prévu pour un signal-somme correspondant à la somme de tous les signaux des champs de mesure , d'un organe de calcul pour la formation d'un signal de différence, qui correspond à la différence entre le signal de sortie le plus élevé et le signal de sortie le plus faible des champs de mesure, et d'un organe diviseur pour réaliser la division du signal de différence par le signal somme. Le signal de sortie de Organe diviseur est proportionnel au contraste de dose de la surface de mesure choisie.Avec ce signal on peut modifier par exemple, dans le cas de prises due vues avec des agents de contras te ou agents ppaciifiants, l'amplification du dispositif automatique d'exposition pendant la prise de vue, afin d'empêcher des expositions défectueuses. tn outre, le signal de contraste peut être utilisé pour effectuer le réglage automatique de la haute tension du tube à rayons X pendant une prise de vue, c'est à dire que la haute tension du tube à rayons X peut être réglée dans le sens de l'obtention d'un contraste d'image optimal. A titre d'exemple on a décrit ci-dessous et illustré schématiquement aux dessins annexés une forme de réalisation du dispositif suivant l'invention. La figure 1 représente un schéma-bloc destiné à expliciter l'idée de l'invention. La figure 2 représente un montage pour le détecteur de rayonnement représenté sur la figure 1. Sur la figure 1 on a représenté un tube 1 à rayons X qui est alimenté par un générateur radiologique 2 et qui irradie un patient 3 en vue de l'obtention d'une prise de vue radiographique sur un film radiographique 4. Pour réaliser la commande automatique de la durée de prise de vue, on utilise un dispositif automatique d'exposition aux rayons X comportant un détecteur 5 pour le rayonnement X, qui possède, dans le cas de ltexem- ple de réalisation représenté, six champs de mesure qui peuvent être branchés au choix pour former la surface de mesure , et qui est raccordé à un montage 6 représenté schématiquement. le montage 6 possède une sortie 7 sur laquelle est présent un signal correspondant au débit de dose moyen de la surface de mesure choisie, et une sortie 8 à laquelle est présent un signal qui caractérise le contraste de dose de la surface de mesure choisie. le signal présent à la sortie 7 est intégré dans un condensateur 7t en sorte qu'à ltentrée 9 d'un amplificateur 10 est présent un signal correspondant à la dose moyenne de la surface de mesure choisie. L'amplification de l'amplificateur 10 est commandée par le signal présent à la sortie 8. Stamplificateur 10 commande, par son signal de sortie, le générateur radiologique 2 dans le sens où, lorqu'une tension prédéterminée est atteinte aux bornes du condensateur 7' et donc lorsqu'une dose moyenne prédéterminée de la surface de mesure choisie est atteinte, il se produit un débranchement du tube I à rayons X.Une ligne formée de tirets indique que l'on peut également régler la haute tension du tube à rayons X sur le générateur radiologique 2 au moyen du signal de contraste présent à la sortie 8. La figure 2 représente un schém plus précis du montage 6. Le détecteur de rayonnement 5 est un détecteur à semiconducteurs, dans lequel, dans le cas de l'exemple de réalisation représenté, six champs de mesure sont branchés au total. les signaux de sortie des six champs de mesure sont envoyés à six convertisseurs courant-tension 11 à 16. Ces signaux de sortie sont proportionnels au débit de dose dans chaque champ de mesure. Les signaux de sortie des convertisseurs courant-tension Il à 16 sont envoyés à un organe sommateur 17 qui en effectue la somme. Par conséquent à la sortie 18 de l'organe sommateur 17, il apparait un signal U1 qui est proportionnel au débit de dose moyen dans la surface de mesure du détecteur de rayonnement 15.Le signal de sortie sert d'une part, comme cela est indiqué, à déterminer la durée de prise de vue, c'est à dire qu'il est envoyé par l'intermédiaire du conducteur 7 à l'intégrateur 11. Les signaux de sortie des convertisseurs courant-tension Il à 16 sont en autre envoyés à deux mémoires de valeurs de pointe , qui sont constituées par deux condensateurs 19 et 20. Au condensateur 19 est associée une matrice constituée de diodes 21, qui sont polarisées de telle manière que pendant une prise de vue, un signal correspondant au débit de dose maximal dans la surface de mesure choisie, c'est à dire à la tension de sortie la plus élevée du convertisseur courant-tension, est stocké dans le condensateur 19.En série et en amont du condensateur 20 est branchée une matrice de diodes comportant des diodes 22, une diode 23 et une résistance 24, les diodes 22 et 23 étant polarisées de telle manière que la tension aux bornes du condensateur 20 est proportionnelle au débit de dose minimal dans la surface de mesure choisie, ctest à dire au signal de sortie le plus faible des convertisseurs courant-tension 11 à 16. Les condensateurs 19 et 20 sont court-circuités normalement par des contacts de relais 25 et 26. Les contacts 25 et 26 sont ouverts lors du début de la prise de vue radiographique, en sorte qu'un signal correspondant au débit de dose maximal ou au débit de dose minimal est mémorisé uniquement pendant une prise de vue radiographique. Le signal correspondant au débit de dose maximal est envoyé à un amplificateur opérationnel 27 et le signal correspondant au débit de dose minimal est envoyé à un amplificateur opérationnel 28. Les signaux de sortie des amplificateurs opérationnels 27 et 28 sont soustraits l'un de l'autre dans un amplificateur différentiel 29 en sorte qu'à la sortie 30 de l'amplificateur différentiel 29, il apparait une tension U2 qui correspond à la différence entre le débit de dose maximal et le débit de dose minimal de la surface de mesure choisie. Ce signal est envoyé à un organe diviseur 31 auquel est envoyé également le signal présent à la sortie 18 de l'organe U sommateur 17.L'organe diviseur 31 forme le quotient U = 2 c'est à U dire le quotient d'une tension, qui correspond à la 1 différence entre le débit de dose maximal et le débit de dose minimal dans la surface de mesure choisie, par une tension qui correspond au débit de dose moyen dans la surface de mesure choisie. Par conséquent la tension U est proportionnelle au contraste de l'image radiographique. Elle peut être utilisée de la façon décrite pour commander l'amplification de l'amplificateur 10 afin d'obtenir, même dans le cas de contrastes élevés d'imaae, un noircissement parfait de ladite image. Comme cela a été mentionné,elle peut en outre servir à agir sur la haute tension du tube à rayons X. Le détecteur de rayonnement 5 peut Qtre un détecteur à semiconducteurs. Nais une chambre de mesure de rayonnement (chambre d'ionisa- tion) avec des champs de mesure subdivisés convient également. REVENI) i C AT IONS 1 - Montage pour un détecteur de rayonnement ionisant, qui comporte plusieurs champs de mesure en série et en aval de chacun desquels sont disposés des dispositifs pour traiter le signal de sortie desdits champs de mesure , caractérisé par le fait qu'il comporte un organe sommateur (17) pour un signal -somme(U1) correspondant à la somme de tous les signaux des champs de mesure , un organe de calcul (19 à 29) pour la formation d'un signal de différence (u2) qui correspond à la différence entre le signal de sortie le plus fort et le signal de sortie le plus faible des champs de mesure , et un organe diviseur (31) pour réaliser la division du signal de différence par le signal somme. Montage suivant la revendication 1, caractérisé par le fait que l'organe diviseur (31) est raccordé par sa sortie (8) à l'amplificateur (10) d'un dispositif automatique d'exposition aux rayonnements X (7 à i0), en vue de la commande de l'amplification, ledit dispositif automatique d'exposition étant disposé entre au moins un champ de mesure et un étage de débranchement pour la haute tension du tube à rayons X. 3. Montage suivant " une des revendications 1 ou 2, caractérisé par le fait que l'organe diviseur (31) est raccordé par sa sortie (8) à un dispositif permettant de régler la haute tension du tube à rayons X.