ES2345361T3 - Aparato de radiologia dental y metodo de tratamiento de señal utilizado con el mismo. - Google Patents
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Abstract
Un aparato de radiología dental (10) que comprende un captador intrabucal (14) ideado para recibir la radiación X (rayos x) que ha pasado a través de, al menos, un diente, comprendiendo dicho captador: - una convertidor de radiación X (rayos x) en radiación visible (18): - un detector (22) que comprende una matriz de píxeles activos (24) y que convierte la radiación visible así convertida en, al menos, una señal eléctrica analógica. caracterizado porque la matriz de píxeles activos es producida utilizando tecnología bicMOS, el captador incluyendo un generador (79) de una señal de muestreo sincronizada con, al menos, una de dichas señales eléctricas analógicas y la cual está ideada para la conversión posterior de, al menos, una de dichas señales eléctricas analógicas en una señal digital.
Description
Aparato de radiología dental y método de
tratamiento de señal utilizado con el mismo.
El invento se refiere al dominio de la
radiología dental.
Se conocen equipos de radiología dental tales
como el descrito en las patentes francesa FR 2.547.495 y europea nº
0.129.451.
Tal equipo comprende una fuente de radiación X
(rayos x) que emite una radiación dirigida sobre un diente situado
en la boca de un paciente y detrás del cual se encuentra un captador
intrabucal que recibe la radiación X que ha pasado a través del
diente.
Este captador comprende:
- -
- un escintilador en la entrada para convertir la radiación X que ha pasado a través del diente en luz visible,
- -
- una placa de fibras ópticas para transmitir la luz visible convertida a un detector de transferencia de carga de tipo CCD, que transforma la luz visible convertida en una señal eléctrica analógica, absorbiendo al mismo tiempo el residuo de radiación X que no ha sido convertido en luz visible.
La señal eléctrica es amplificada y transmitida
en forma analógica a través de un cable largo, hasta un puesto
alejado de tratamiento y de visualización donde la señal es
digitalizada y tratada a fin de producir una imagen que es a
continuación visualizada en una pantalla.
Este tipo de equipo con un detector de
transferencia de carga genera una relación de señal sobre ruido
(SNR) elevada, por ejemplo, del orden de 60 dB.
Se conoce igualmente, de acuerdo con la patente
norteamericana US 5.912.942, un tipo de detector de radiación X en
el que el detector de píxeles (elementos de imagen) (APS) activos
utiliza la tecnología de fabricación CMOS.
En la patente ya citada, el equipo de radiología
que está descrito en ella comprende:
- -
- una fuente de radiación X que pasa a través de un objeto;
- -
- un escintilador que convierte en luz visible la radiación X que ha pasado a través del objeto;
- -
- una placa de fibras ópticas que transmite la luz visible convertida hasta una matriz de píxeles activos que la transforma en señal eléctrica analógica.
Se ha podido comprobar que el detector CMOS
proporciona una relación de señal sobre ruido (SNR) de peor calidad
que la del detector de CCD.
A este efecto se han identificado por otra parte
varios factores que limitan la relación de señal sobre ruido del
detector CMOS.
Entre estos factores se encuentra la corriente
de oscuridad que puede ser definida como la corriente eléctrica
recogida a la salida del detector cuando este último no está
expuesto a ninguna radiación X.
La presencia de la corriente de oscuridad
conduce a una degradación de la relación de señal sobre ruido.
Se observará que, en la medida en que la
intensidad de la corriente de oscuridad presenta la particularidad
de aumentar considerablemente con la temperatura y como el detector
se calienta durante su utilización, se aconseja enfriarle y/o no
hacerle funcionar demasiado tiempo a fin de no degradar más la
relación de señal sobre ruido.
Un segundo factor limitador es el factor de
llenado del detector.
Para un detector de CCD, el factor de llenado
es, en teoría, de 1, lo que significa que toda la superficie del
píxel es utilizada para capturar la radiación X y producir la carga
eléctrica correspondiente que va a contribuir a la formación de la
imagen del diente irradiado con radiación X.
Por el contrario, en un detector CMOS de píxeles
activos, el elemento activo del píxel ocupa una parte de la
superficie del píxel, sin contribuir sin embargo a la captura de la
radiación X.
Al no contribuir una parte del píxel al llenado,
es decir, al no contribuir a la conversión
fotón-electrón, se tiene por tanto un factor de
llenado inferior a 1, lo que perjudica la obtención de una buena
relación de señal sobre ruido.
Un tercer factor limitador resulta por el hecho
de que hoy no se sabe fabricar en tecnología CMOS una matriz de
píxeles activos monolítica de grandes dimensiones, típicamente del
orden de 20 \times 30 mm que son las dimensiones corrientemente
utilizadas para los captadores de radiología dental.
Para obtener en tecnología CMOS una matriz de
píxeles activos de grandes dimensiones, es necesario ensamblar
entre ellas varias sub-matrices de dimensiones
inferiores por "cosido").
La heterogeneidad creada por una matriz así
obtenida contribuye a degradar la relación de señal sobre ruido.
Además, conviene observar que las condiciones
específicas al dominio de la radiología dental hacen particularmente
difícil la concepción de un aparato de radiología dental con una
relación de señal sobre ruido de muy buena calidad.
En particular, en la medida en que se exponen
personas a una radiación X, conviene utilizar dosis de radiación X
tan débiles como sea posible y exponer estas personas a radiación X
el menor tiempo posible.
En otros dominios en que se utiliza un detector
de radiación X en tecnología CMOS, las dosis de radiación X no han
tenido necesidad de ser tan débiles como en radiología dental, lo
que permite tener a la salida del detector una señal de intensidad
más elevada, y por tanto una mejor relación de señal sobre
ruido.
Por otra parte, una de las particularidades de
los captadores de radiología dental intrabucales tiende a que el
captador que es colocado en la boca de un paciente debe ser lo menos
voluminoso posible para limitar las molestias ocasionadas al
paciente, lo que impone reducir el número de componentes del
captador.
Se observará que, en un modo de realización
preferido del detector de radiación X descrito en la patente
norteamericana US 5.912.942, el detector comprende asimismo un
convertidor analógico a digital a fin de digitalizar sin tardar la
señal de salida analógica que va a ser transmitida al ordenador
distante.
Tal concepción del detector va en contra de la
miniaturización necesitada por una instalación en la boca de un
paciente.
Además, la introducción de un convertidor de
analógico a digital al lado de una matriz de píxeles activos
realizada en tecnología CMOS que, es un elemento analógico,
constituye una fuente de ruido suplementario que, añadido a las
tensiones de una dosis mínima de radiación X, contribuye a degradar
la relación de señal sobre ruido del detector.
Se observará que otras fuentes de ruido no
citadas son igualmente susceptibles de afectar a la relación de
señal sobre ruido del detector.
De manera general, existe una necesidad de
nuevos aparatos de radiología dental y de métodos de tratamiento de
señal en tales aparatos que permitan mejorar la relación de señal
sobre ruido proporcionada por el detector del aparato.
Por otra parte, se ha percibido igualmente que
la utilización de aparatos de radiología dental existentes daba
lugar a problemas de higiene que sería deseable resolver, al menos
en una cierta medida.
Así, cuando el dentista equipado con guantes de
intervención acaba de colocar por detrás de un diente, en la boca
de un paciente, un captador intrabucal que comprende uno de los
tipos de detector considerados más arriba, debe volver a encender
el captador y poner a continuación en marcha el generador de rayos
X.
Para hacer esto, debe llegar hasta el ordenador
situado a varios metros de distancia, lo que no es ya práctico, y
hacer clic a continuación sobre un ratón de ordenador para disparar
el captador e igualmente el generador de rayos X por medio de una
interfaz lógica.
Ahora bien, en este momento, el dentista lleva
guantes que están ya contaminados por la saliva del paciente, lo
que corre el riesgo de entrañar una contaminación cruzada cuando el
dentista manipule ulteriormente el ratón de ordenador con guantes
impregnados de la saliva de otro paciente.
Frente a tal situación, el dentista debe
entonces, o bien quitarse los guantes antes de manipular el ratón,
o bien desinfectarlos después de utilización, lo que representa en
los dos casos tensiones o esfuerzos suplementarios que rápidamente
resultan pesados cuando se repiten varias decenas de veces por día.
El documento WO 03/032839 expone un dispositivo como se ha descrito
en el preámbulo de la reivindicación 1ª.
Por otra parte, existe igualmente una necesidad
de disponer de un aparato de radiología dental de volumen tan
reducido como sea posible, en particular al nivel del captador
intrabucal y de la electrónica asociada.
El invento pretende pues remediar al menos uno
de los problemas mencionados anteriormente.
El documento DE 4441939 describe un dispositivo
tal como el descrito en el preámbulo de la reivindicación 1.
El invento es tal como se describe en el
conjunto de las reivindicaciones adjuntas.
Según un primer aspecto, el invento se refiere a
un aparato de radiología dental, caracterizado porque comprende:
- -
- un captador intrabucal que comprende un detector que incluye una matriz de píxeles activos producida utilizando tecnología biCMOS y que convierte los rayos X recibidos en al menos una señal de salida eléctrica analógica;
- -
- un módulo electrónico encapsulado en una caja y que comprende al menos un órgano de activación del detector, estando unido el módulo al captador por una unión filar para la transmisión a dicho captador de una señal de activación del detector generada en el módulo y para la transmisión al módulo de al menos dicha señal de salida eléctrica analógica, comprendiendo el módulo medios analógicos-digitales de conversión de al menos dicha señal de salida eléctrica analógica en al menos una señal de salida digital;
- -
- una unidad distante de tratamiento y de visualización de al menos dicha señal de salida digital que está unida al módulo electrónico por una unión filar destinada a asegurar la transmisión a la unidad de al menos dicha señal de salida digital.
Según este aspecto del invento, el módulo
electrónico comprende al menos un órgano de activación del detector
y está suficientemente próximo del captador para ser manipulado por
un dentista durante su intervención sobre un paciente y así
permitir, utilizando el órgano de activación con la mano, o con un
pie si el módulo está depositado en tierra, volver a encender el
captador con el fin de una toma de imagen de un diente.
En la medida en que el módulo electrónico
equipado del órgano de activación está situado en la esfera de
actividad del dentista, esto le evita tener que desplazarse hasta
la unidad de tratamiento y de visualización que en la práctica está
alejada varios metros de este último.
Se evitan así por la misma razón igualmente
problemas de contaminación cruzada que correrían el riesgo de
plantearse si el dentista tuviera que desplazarse hasta la unidad
alejada de tratamiento y de visualización y manipular un órgano de
activación del captador tal como un ratón de ordenador mediante una
interfaz lógica.
En la hipótesis en que el ratón de ordenador
tuviera que ser desinfectado, se evitará igualmente esta operación
suplementaria de desinfección.
Por otra parte, la proximidad del módulo
electrónico con relación al captador permite disponer de una unión
filar analógica relativamente corta (generalmente inferior a 1 m),
lo que permite no degradar la relación de señal sobre ruido del
detector.
El órgano de activación permite igualmente
telecomandar o controlar a distancia algunas de las funciones que
el dentista podría tener que utilizar inmediatamente antes o después
de la toma de imagen, con las mismas solicitaciones de higiene.
Entre estas funciones, citemos de manera no exhaustiva, el giro de
la imagen para una orientación maxilar/mandibular, o la regulación
de los parámetros de visualización como el contraste y la
luminosidad.
Este aspecto del invento es particularmente
simple de poner en práctica.
Se observará que la caja tiene una forma general
alargada que le permite ser fácilmente manipulada y limpiada.
De acuerdo con una característica, el módulo
electrónico encapsulado tiene por otra parte un peso y dimensiones
que están adaptados para permitir, durante la utilización del
aparato, el mantenimiento del captador en la boca de un paciente
cuando dicho módulo electrónico encapsulado está suspendido de dicho
captador.
Según una característica, el módulo electrónico
está a una distancia comprendida entre 50 cm y 2 m del
captador.
Según una característica, el módulo electrónico
encapsulado está más próximo del captador que de la unidad de
tratamiento y de visualización.
Según una característica, al menos dicho órgano
de activación es un botón pulsador.
Según una característica, cada unión filar es un
cable.
Según una característica, al insertarse cada
cable en una de sus extremidades en la caja, el módulo electrónico
está provisto de dispositivos anti-tracción que son
cada uno aptos para cooperar con una extremidad de uno de los
cables de manera que impiden la retirada del cable correspondiente
de la caja bajo la acción de una tracción ejercida sobre dicho
cable.
Estos dispositivos anti-tracción
permiten evitar la utilización de conectadores eléctricos que
introducen falsos contactos y corren el riesgo de desconectarse
intempestivamente.
Según una característica, al comprender cada
cable una funda coaxial de un haz de hilos eléctricos, en lugar
opuesto a la extremidad de cada cable que se inserta en la caja, la
parte del haz de hilos correspondiente es solidarizada a un cuerpo
metálico de anti-tracción del dispositivo de
anti-tracción correspondiente.
Según una característica, el módulo electrónico
se presenta en forma de un circuito impreso de forma general
alargada a lo largo de un eje longitudinal y que comprende, en cada
una de las dos extremidades opuestas dispuestas longitudinalmente,
un corte axial abierto hacia el exterior del circuito para alojar en
la dirección longitudinal un cuerpo metálico de
anti-tracción y la parte del haz de hilos
correspondiente solidarizada y alineada, estando previsto el corte
para impedir la retirada del cuerpo según esta dirección
longitudinal.
Según una característica, cada cuerpo metálico
de anti-tracción está provisto de elementos de
encaje dispuestos sobre lados opuestos paralelos a la dirección de
la parte del haz de hilos solidarizada al cuerpo y que cooperan con
elementos de encaje complementarios previstos respectivamente sobre
los bordes opuestos longitudinales del corte correspondiente.
Según una característica, cada parte de cada uno
de los haces de hilos solidarizada a un cuerpo de
anti-tracción está solidarizada a un fuste
cilíndrico que, por una parte, rodea este último y, por otra parte,
es solidario del cuerpo correspondiente.
Según una característica, cada parte de cada uno
de los haces de hilos solidarizado a un cuerpo de
anti-tracción esta soldada directa o indirectamente
a éste último.
Según una característica, dos semipartes
metálicas están dispuestas a una y otra parte del circuito impreso
y son ensambladas una con otra de manera que aprisionen dicho
circuito impreso.
Estas semipartes protegen mecánicamente el
módulo electrónico.
Según una característica, la caja comprende al
menos dos partes de plástico que forman tapa y que son ensambladas
una con otra de manera que encapsulen el módulo electrónico.
Según una característica, la caja presenta una
superficie exterior desinfectable.
Según una característica, las formas de la
superficie exterior están diseñadas para impedir la incrustación de
suciedades.
Según una característica, la superficie exterior
es estanca al chorreo de agua.
Según una característica, la unión filar entre
el módulo electrónico y la unidad de tratamiento y de visualización
es conforme a la norma USB2.0 o puede igualmente autorizar
velocidades de transmisión superiores a las de la norma ya
citada.
Según una característica, el captador comprende
un convertidor de radiación X que es apto para convertir en luz
visible una radiación X que ha pasado a través de un diente.
Según una característica, el detector biCMOS que
comprende la matriz de píxeles activos es apto para transformar al
menos una parte de la luz visible salida de la conversión de la
radiación X en al menos una señal de salida eléctrica
analógica.
De acuerdo con un segundo aspecto, el invento se
refiere a un aparato de radiología dental, caracterizado porque
comprende un captador intrabucal destinado a recibir rayos X que han
pasado a través de al menos un diente, incluyendo dicho
captador:
- -
- un convertidor de rayos X a luz visible,
- -
- un detector que comprende una matriz de píxeles activos producida utilizando tecnología biCMOS sobre un sustrato hecho de un material semiconductor,
- -
- un secuenciador capaz de generar varias señales de mando para controlar la matriz de píxeles activos, estando integrado dicho secuenciador en el mismo sustrato que la matriz.
Integrando el secuenciador en el mismo chip de
silicio que la matriz y no en un equipamiento electrónico
desplazado, se requiere un número reducido de señales eléctricas
para hacer funcionar el secuenciador y la matriz y que han de ser
recibidas desde fuera del captador, lo que es particularmente
ventajoso porque así han de ser producidas menos señales
externas.
Esto permite así que los riesgos de
contaminación de estas señales durante su transmisión sean
reducidos, lo que contribuye a no degradar la relación de señal
sobre ruido del detector.
Además, la integración del secuenciador en el
mismo chip de silicio que la matriz permite que se produzca un
detector de tamaño mínimo e interfaz electrónica simplificada, lo
que no sucedería si el secuenciador fuera un componente
separado.
Según una característica, el secuenciador es
capaz de recibir al menos una señal externa al captador, sobre la
que están basadas las señales de mando generadas.
Así, por ejemplo, el secuenciador es capaz de
recibir una única señal de reloj de la que se derivan la mayor
parte de las señales internas de la matriz.
Según una característica, el aparato tiene un
módulo electrónico separado del captador y que es capaz de generar
al menos dicha señal externa al captador, de la que se derivan las
señales de mando generadas.
Según una característica, el aparato tiene una
unión entre el módulo electrónico y el captador para la transmisión
de al menos dicha señal externa.
Ventajosamente, el número de señales
transmitidas desde el módulo al captador permanece razonable debido
a la organización del secuenciador.
Según una característica, la unión es una unión
filar.
De acuerdo con un tercer aspecto, el invento se
refiere a un método de tratamiento de señal en un aparato de
radiología dental que comprende un captador intrabucal que incluye
una matriz de píxeles activos producida utilizando tecnología
biCMOS, caracterizado porque el método tiene las siguientes
operaciones:
- -
- muestreo de los valores de datos detenidos por los píxeles de la matriz que han sido expuestos a los rayos X;
- -
- generación de al menos una señal de salida analógica del captador basada en los valores de información muestreados sobre los píxeles;
- -
- conversión de al menos dicha señal de salida analógica del captador en una señal de salida digital,
- -
- aplicación de una corrección a la señal de salida analógica o a una de las señales de salida analógicas, para compensar en la señal de salida digital cualesquiera derivas debidas a las variaciones de la corriente de oscuridad en la matriz.
En unión con esto, el invento también tiene como
objetivo un aparato de radiología dental, caracterizado porque
comprende un captador intrabucal que incluye:
- -
- un detector que comprende una matriz de píxeles activos producida utilizando tecnología biCMOS y que convierte los rayos X recibidos por la matriz en al menos una señal de salida analógica, comprendiendo el aparato:
- -
- un convertidor de analógico a digital para convertir al menos dicha señal de sanidad analógica en una señal de salida digital,
- -
- un corrector de señal que está diseñado para aplicar una corrección a la señal de salida analógica o a una de las señales de salida analógicas, para compensar en la señal de salida digital cualesquiera derivas debidas a las variaciones de la corriente de oscuridad en la matriz.
De acuerdo con este aspecto del invento, se ha
hecho una corrección a la señal de salida analógica entregada por
el captador de modo que, en la señal de salida digital obtenida
después de la conversión de la señal analógica corregida, son
compensadas cualesquiera derivas debidas a las variaciones de la
corriente de oscuridad en la matriz.
Como la corriente de oscuridad aumenta
especialmente por calentamiento durante el tiempo operatorio de la
matriz, esto permite un ajuste fino de la cadena analógica que ha de
ser conservada en el tiempo.
Este aspecto del invento impide que haya que
acelerar adicionalmente la lectura de la matriz, lo que podría
conducir a la generación de ruido de lectura que degrada la relación
de señal sobre ruido del detector.
Según una característica, la operación de
aplicación de una corrección tiene en cuenta al menos un valor de
una señal de corrección que es generada a partir de los valores de
datos muestreados sobre los píxeles de la matriz cuando no es
expuesta a ninguna radiación.
Según una característica, la señal de corrección
es generada entre dos fases de exposición de la matriz a
radiación.
Según una característica, la señal de corrección
es generada regularmente en el tiempo, o incluso irregularmente.
Según una característica, el método comprende
operaciones de generación y de conversión de analógica a digital de
una corrección y señal analógica de salida del estado antes de la
operación de aplicación de corrección.
Según una característica, el método comprende
una operación de conversión de digital a analógica de al menos un
valor de la señal de corrección digital a una señal de corrección
analógica que es aplicada a la señal de salida analógica o a una de
las señales de salida analógicas.
Según una característica, el método comprende
una operación de producción de una única señal de salida analógica
basada en dos señales de salida analógicas simétricas.
Según una característica, el método comprende la
operación de producción de una única señal de salida analógica
basada en dos señales de salida analógicas, después de la operación
de aplicación de corrección a una de las dos señales.
Según una característica, la operación de
producción de una única señal de salida analógica basada en dos
señales de salida analógicas es una operación de suma de las dos
señales de salida analógicas.
Podrá observarse que la producción de una única
señal es, por ejemplo, realizada en un convertidor de analógica a
digital.
Según una característica, la operación de
aplicación de corrección a la señal de salida analógica o a una de
las señales de salida analógicas es ajustada de acuerdo con la ley
de variación en función del tiempo de la corriente de oscuridad de
la matriz de píxeles activos y del tiempo durante el que se utiliza
esta matriz.
Según una característica, el método comprende
una operación de transmisión de al menos una señal de salida
analógica a un módulo electrónico distante del captador, siendo
realizadas las operaciones de conversión y aplicación de corrección
en dicho módulo distante.
Según una característica, la lectura de los
píxeles de la matriz es realizada preferiblemente a una velocidad
ajustada que permite que la matriz sea leída lo suficientemente
deprisa para evitar la degradación de la relación de señal sobre
ruido del detector, pero no lo suficientemente rápido para
introducir ninguna lectura de ruido.
Según una característica, el método comprende
una operación de transmisión de la señal de salida digital
compensada desde el módulo electrónico distante a una unidad
distante de tratamiento y visualización de la señal.
Según una característica, la transmisión es
realizada utilizando una unión filar que permite una velocidad de
transmisión al menos igual a la de la norma USB2.0.
Según una característica, el método comprende
una operación anterior de recepción por el captador de los rayos X
que han pasado a través de al menos un diente.
Según una característica, el método comprende
una operación posterior de conversión a luz visible de los rayos X
recibidos, siendo expuestos los píxeles de la matriz a luz
visible.
De acuerdo con un cuarto aspecto, el invento se
refiere a un aparato de radiología dental, caracterizado porque
comprende un captador intrabucal destinado a recibir rayos X que han
pasado a través de al menos un diente, comprendiendo dicho
captador:
- -
- un convertidor de rayos X en luz visible;
- -
- un detector que comprende una matriz de píxeles activos producida utilizando tecnología biCMOS y convirtiendo la luz visible así convertida en al menos una señal eléctrica analógica,
- -
- un generador de una señal de muestreo sincronizada con al menos dicha señal eléctrica analógica y que está destinada a la conversión posterior de al menos dicha señal eléctrica analógica en una señal digital.
Junto con esto, el invento tiene como objetivo
un método de tratamiento de señal en un aparato de radiología
dental que comprende un captador intrabucal destinado a recibir
rayos X que han pasado a través de al menos un diente,
caracterizado porque incluye las siguientes operaciones realizadas
en el captador:
- -
- recepción de rayos X que han pasado a través de al menos un diente,
- -
- conversión de los rayos X recibidos en luz visible,
- -
- conversión de la luz visible así convertida en al menos una señal eléctrica analógica por una matriz de píxeles activos producida utilizando tecnología biCMOS.
- -
- generación de una señal de muestreo sincronizada con, al menos, dicha señal eléctrica analógica y que está destinada a la conversión posterior de, al menos, dicha señal eléctrica analógica en una señal digital.
Según este aspecto del invento, el hecho de
generar una señal de muestreo sincronizada con la señal analógica
suministrada por el detector hará posible que la señal de muestreo
sincronizada con la señal analógica del detector sea transmitida
simultáneamente con la finalidad de la posterior conversión
analógica a digital de dicha señal analógica.
Transmitiendo estas dos señales simultáneamente,
cualquier perturbación y/o diferencia de fase que afecte a una de
las señales durante la transmisión afectará de manera inevitable a
la otra señal y así será compensable.
Además, este aspecto del invento es ventajoso
debido a que es más simple de poner en práctica que una técnica de
acuerdo con la cual el reloj requerido para muestrear la señal
analógica para su conversión es producido localmente en el
convertidor de desplazamiento. Además, el reloj ha de ser producido
previamente y debe tener en cuenta los distintos retrasos que
afectan a la señal analógica durante su transmisión, lo que puede
ser problemático si estos retrasos varían en el tiempo.
Según este aspecto del invento, por el
contrario, cualesquiera que sean los retrasos y cualquiera que sea
su variación en el tiempo, son por definición, compensables ya que
afectan a ambas señales.
El tratamiento de señal de acuerdo con el
invento es así más fiable que en la técnica anterior.
Según una característica, el aparato
comprende:
- -
- un módulo electrónico distante del captador,
- -
- una unión entre el módulo electrónico y el captador para la transmisión simultánea y en fase de al menos dicha señal eléctrica y de la señal de muestreo.
Según una característica, el módulo electrónico
comprende un convertidor de analógica a digital para convertir al
menos dicha señal eléctrica analógica en una señal digital basada en
la señal de muestreo.
Según una característica, la unión entre el
módulo electrónico y el captador es una unión filar.
Según una característica, el aparato comprende
un generador de señal que es capaz de generar, basado en una señal
eléctrica analógica procedente del detector, dos señales eléctricas
analógicas diferenciales.
La transmisión de estas dos señales
diferenciales permite una posterior compensación de las
perturbaciones que pueden aparecer sobre la unión y que afecten a
ambas señales.
Según una característica, el generador de señal
está integrado en el captador, asegurando la unión la transmisión
simultánea y en fase de las dos señales eléctricas analógicas
diferenciales y de la señal de muestreo.
Según una característica, el captador comprende
un secuenciador que es capaz de generar varias señales de mando de
la matriz de píxeles activos y que incluye el generador de señal de
muestreo.
Según una característica, la lectura de los
píxeles de la matriz es preferiblemente realizada a una velocidad
ajustada que permite que la matriz sea leída lo suficientemente
deprisa para evitar el deterioro de la relación de señal sobre
ruido del detector, pero no lo bastante rápido como para introducir
un ruido de lectura.
De acuerdo con un quinto aspecto, el invento se
refiere a un método de tratamiento de señal en un aparato de
radiología dental que comprende un captador intrabucal que incluye
un detector que incluye una matriz de píxeles activos producida
utilizando tecnología biCMOS, estando dispuestos los píxeles en
filas y columnas, caracterizado porque comprende las siguientes
operaciones:
- -
- selección de cada fila de la matriz,
- -
- para cada fila seleccionada, muestreo de los valores de información detenidos por cada píxel que ha sido expuesto a radiación,
- -
- generación de una señal de lectura a partir de los valores de información muestreados para los píxeles de la matriz,
- -
- aplicación en la entrada del detector de una señal de referencia de entrada (blackin),
- -
- producción de una señal de salida a partir de la señal de lectura de la matriz y una señal de referencia de salida (blackref) representativa de las derivas electrónicas intrínsecas del detector y que es obtenida a la salida del detector basado en la señal de referencia de entrada aplicada a dicha entrada del detector.
Junto con esto, el invento también tiene como
objetivo un aparato de radiología dental que comprende un captador
intrabucal que incluye un detector que incluye una matriz de píxeles
activos producida utilizando tecnología biCMOS, estando dispuestos
los píxeles en filas y columnas, caracterizado porque comprende:
- -
- medios para seleccionar cada fila de la matriz,
- -
- medios para muestrear los valores de datos detenidos por cada píxel que ha sido expuesto a radiación, para cada fila seleccionada,
- -
- medios para generar una señal de lectura a partir de los valores de datos muestreados para los píxeles de la matriz,
- -
- medios para aplicar en la entrada del detector una señal de referencia de entrada,
- -
- medios para producir una señal de salida a partir de la señal de lectura de la matriz y una señal de referencia de salida (blackref) representativa de las derivas electrónicas intrínsecas del detector y que es obtenida en la salida del detector basada en la señal de referencia de entrada aplicada en dicha entrada del detector.
\vskip1.000000\baselineskip
Según este aspecto del invento, el uso de una
señal de referencia representativa de las derivas electrónicas
intrínsecas del detector permite la compensación en la señal de
salida del detector de las desviaciones específicas de la
fabricación del detector (dispersiones durante la fabricación) pero
que varían de un detector a otro.
De este modo, la relación de señal sobre ruido
suministrada por el detector es mejorada en comparación con las
técnicas previstas para ello en la técnica anterior.
Según una característica, la señal de salida es
producida formando una diferencia entre la señal de lectura de la
matriz y la señal de referencia de salida (black ref), que permite
que las derivas antes mencionadas sean tratadas.
Según una característica, para cada fila de
matriz seleccionada, después de la primera operación de muestreo,
el método incluye una segunda operación de muestreo de los valores
de información obtenidos después de la nueva puesta a cero de cada
píxel.
Según una característica, el método incluye una
operación de aplicación de una señal de nueva puesta a cero a cada
fila seleccionada entre las dos operaciones de muestreo.
Según una característica, la señal de lectura de
la matriz es generada formando la diferencia entre los valores de
información detenidos por los píxeles de la matriz y obtenida
respectivamente después de cada muestreo del mismo píxel.
Según una característica, la señal de referencia
de entrada es tensión continua.
Según una característica, el método incluye una
operación de recepción de la señal de referencia de entrada que
procede de un módulo electrónico distante del captador.
Según una característica, antes de la primera
operación de muestreo, la matriz de píxeles es expuesta a luz
visible salida de la conversión de rayos X que han pasado a través
de un diente.
Según una característica, la señal de salida que
es producida es una señal de salida analógica.
Según una característica, la señal de salida
analógica es entregada por el captador.
Según una característica, el método incluye una
operación de conversión de la señal de salida analógica a una señal
de salida digital.
Según una característica, el método incluyo una
operación de transmisión de la señal de salida a un módulo
electrónico distante del captador.
Según una característica, la operación de
conversión es realizada en el módulo electrónico.
Según una característica, la lectura de los
píxeles de la matriz es realizada preferiblemente a una velocidad
ajustada que permite que la matriz sea leída lo suficientemente
deprisa para evitar la degradación de la relación de señal sobre
ruido del detector, pero no lo bastante rápida como para introducir
un ruido de lectura.
De acuerdo con un sexto aspecto, el invento se
refiere a un método de tratamiento de señal en un aparato de
radiología dental que comprende un captador intrabucal que incluye
una matriz de píxeles activos producida utilizando tecnología
biCMOS, estando dispuestos los píxeles en filas y columnas,
entregando el captador una señal de salida analógica producida a
partir de los valores de información detenidos por los píxeles de la
matriz expuestos a radiación, caracterizado porque, los píxeles de
al menos una columna de la matriz son ópticamente inactivos, el
método incluye las operaciones siguientes:
- -
- conversión de la señal de salida analógica a una señal de salida digital,
- -
- lectura de la señal de salida digital de uno o más valores de información que proceden de cada píxel inactivo ópticamente de una fila de la matriz,
- -
- lectura en la señal de salida digital de uno o más valores de información que proceden de cada píxel inactivo ópticamente de al menos una fila adyacente, siendo el píxel o píxeles importantes de cada una de las dos filas iguales en número y estando dispuestos en la misma columna o columnas,
- -
- comparación del valor o valores de información leídos respectivamente para el píxel o píxeles inactivos de una fila con el valor o valores de información leídos respectivamente para el píxel o píxeles activos de al menos dicha fila adyacente,
- -
- de acuerdo con el resultado de la comparación, toma de decisión en cuanto a cualquier modificación en la señal de salida de los valores de información de la totalidad de los píxeles de una de las filas usadas para la comparación.
Junto con esto, el invento también tiene como
objetivo un aparato de radiología dental que comprende un captador
intrabucal que incluye una matriz de píxeles activos producida
utilizando tecnología biCMOS, estando dispuestos los píxeles en
filas y columnas, entregando el captador una señal de salida
analógica producida a partir de los valores de información
detenidos por los píxeles de la matriz expuestos a radiación,
caracterizado porque los píxeles de al menos una columna de la
matriz son ópticamente inactivos, el aparato incluye:
- -
- medios para convertir la señal de salida analógica en una señal de salida digital,
- -
- medios para leer, en la señal de salida digital, uno más valores de información que proceden de cada píxel inactivo ópticamente de una fila de la matriz,
- -
- medios para leer, en la señal de salida digital, uno o más valores de información que proceden de cada píxel inactivo ópticamente de al menos una fila adyacente, siendo el píxel o píxeles importantes de cada una de las dos filas iguales en número y estando dispuestos en la misma columna o columnas,
- -
- un comparador que suministra una comparación del valor o valores de información leídos respectivamente para el píxel o píxeles inactivos de una fila con el valor o valores de información leídos respectivamente para el píxel o píxeles inactivos de al menos dicha fila adyacente,
- -
- medios de toma de decisión capaces de proporcionar una decisión en cuanto a cualquier modificación en la señal de salida de los valores de información de la totalidad de los píxeles de una de las filas usadas para la comparación.
Según este aspecto, la señal de salida digital
del captador es tratada corrigiendo, si fuera necesario, los
valores de información procedentes de los píxeles de una o más filas
de la matriz para impedir la introducción de derivas adicionales en
la señal, lo que correría el riesgo de degradar la relación de señal
sobre ruido del último de un modo que es particularmente visible en
la imagen.
Además, la degradación seria mostrada por
prolongación irregular horizontal de la imagen debido a un valor de
ruido medio que varía de una fila a otra.
Según una característica, cuando los valores de
información comparados entre sí son diferentes de una fila a otra,
el método incluye una operación de modificación, en la señal de
salida, del valor de información de cada píxel de la fila adyacente
de la matriz.
Esto permite el reajuste del nivel medio de los
píxeles de la fila correspondiente.
Según una característica, las filas de la matriz
son comparadas dos a dos.
Según una característica, cuando dos filas
consecutivas de la matriz son comparadas, la modificación es
aplicada a los valores de información de píxeles de la segunda
fila.
Según una característica, el método incluye las
siguientes operaciones:
- -
- lectura de los valores de información S_{i}(n), i=1 a m, que proceden respectivamente de un número m de píxeles inactivos ópticamente de una primera fila de la matriz,
\newpage
- -
- lectura de los valores de información S_{i}(n+1) que proceden respectivamente de m píxeles inactivos ópticamente de una segunda fila que es la siguiente fila de la matriz,
- -
- determinación para cada una de la primera y segunda filas de un valor de información medio \check{S}(n), \check{S}(n+1) que es obtenido a partir de los valores de datos respectivos S_{i}(n), S_{i}(n+1) de cada fila,
- -
- comparación de los valores de información medios \check{S}(n), y \check{S}(n+1) entre sí,
- según el resultado de la comparación, toma de
decisión en cuanto a cualquier modificación, en la señal de salida,
de los valores de información de la totalidad de los píxeles de la
segunda fila.
Según una característica, cuando los valores de
datos medios comparados difieren entre sí, el método incluye una
operación de modificación del valor de información de cada píxel de
la segunda fila asignando a cada uno de estos valores de
información la diferencia entre los valores de información medios
\check{S}(n), y \check{S}(n+1) para ajustar el
valor de información medio \check{S}(n+1) de la segunda
fila al valor de información medio \check{S}(n) de la
primera fila.
Según una característica, el método incluye una
operación de transmisión de la señal de salida analógica a un
módulo electrónico distante del captador, antes de las operaciones
de lectura de los valores de información.
Según una característica, la operación de
conversión de la señal de salida analógica es realizada en el módulo
electrónico.
Según una característica, el método incluye una
operación de recepción anterior por el captador de rayos X que han
pasado a través de al menos un diente.
Según una característica, el método incluye una
operación posterior de conversión en luz visible de los rayos X
recibidos, siendo expuestos los píxeles de la matriz a luz
visible.
Según una característica, la lectura de los
píxeles de la matriz es realizada preferiblemente a una velocidad
ajustada que permite que la matriz sea leída lo suficientemente
deprisa para evitar la degradación de la relación de señal sobre
ruido del detector, pero no lo bastante rápido como para introducir
un ruido de lectura.
\vskip1.000000\baselineskip
Otras características y ventajas aparecerán en
el curso de la descripción que sigue, dada únicamente a título de
ejemplo no limitativo y hecha con referencia a los dibujos adjuntos,
en los que:
La fig. 1a es una vista esquemática parcial de
un aparato de radiología dental según el invento durante una toma
de imagen de un diente;
La fig. 1b ilustra una representación clásica de
un píxel activo que utiliza tres transistores y un fotodiodo.
La fig. 2 es una vista esquemática parcial del
aparato de radiología dental según el invento y que completa la
representación de la fig. 1a;
La fig. 3 es una vista esquemática general del
detector 22 representado en las figs. 1a y 2;
La fig. 4 es un circuito esquemático que ilustra
la generación de una señal de referencia de salida blackref del
detector;
Las figs. 5 y 6 ilustran la forma de las señales
S-R antes y después del doble muestreo que es
efectuado en el circuito 76 de la fig. 3.
Las figs. 7a y 7b representan respectivamente la
forma de las señales de entrada y de salida del circuito 79 de la
fig. 3;
La fig. 7c representa la forma de la señal de
muestreo Sample-clk;
La fig. 7d representa esquemáticamente la
conversión de analógica a digital de la señal de vídeo con ayuda de
la señal de muestreo;
Las figs. 7e a 7g ilustran sucesivamente y de
manera esquemática la corrección aplicada a la señal analógica V-
para compensar las variaciones de la corriente de oscuridad;
La fig. 7h muestra el interés de la compensación
de la corriente de oscuridad sobre los niveles de gris obtenidos en
la señal de vídeo;
La fig. 8 es un algoritmo de un programa
informático ejecutado en la unidad de tratamiento central 44 de la
fig. 2;
La fig. 9 es una vista esquemática general de la
parte amovible del aparato de radiología dental según el invento y
que está representado de manera desplegada;
La fig. 10 es una vista de puesta en situación
del aparato de radiología dental según el invento durante una toma
de imagen de un diente;
La fig. 11 es una vista despiezada ordenadamente
del módulo electrónico 32 de sus dispositivos de
anti-tracción y de las semipartes metálicas de
protección;
La fig. 12 es una vista en perspectiva
despiezada ordenadamente que muestra la implantación de un cuerpo
metálico de anti-tracción y del cable asociado en
el módulo electrónico 32;
La fig. 13 es una vista esquemática parcial de
una de las extremidades del módulo electrónico equipado con un
cuerpo de anti-tracción y de un cable asociado;
La fig. 14 es una vista en perspectiva
despiezada ordenadamente de los diferentes elementos alojados en el
interior de la caja 180;
La fig. 15 es una vista esquemática parcial de
uno de los manguitos de extremidades representados en la fig.
14;
La fig. 16 es una vista esquemática en
perspectiva de las diferentes piezas de la fig. 14 una vez
ensambladas.
Como se ha representado en la fig. 1a, un
aparato de radiología dental de rayos X 10 comprende una fuente de
radiación X 12 colocada en el exterior de la boca de un paciente y
un captador intrabucal de radiación 14 dispuesto en la boca de un
paciente, detrás de un diente 16, y que es apto para recibir la
radiación X que ha pasado a través del diente.
El captador 14 comprende, según el orden de
propagación de la radiación, un escintilador 18 que convierte la
radiación X que ha pasado a través del diente en luz visible, una
placa de fibras ópticas 20 que, por una parte, comprende partículas
metálicas destinadas a absorber la parte de la radiación X recibida
por el escintilador y no convertida en luz visible y, por otra
parte, conduce la luz visible así convertida hasta un detector 22.
Este detector está montado sobre un sustrato 24 de cerámica y
transforma la luz visible salida de las fibras ópticas en una o
varias señales eléctricas analógicas.
Los diferentes componentes del captador 14 son
ensamblados unos con otros, por ejemplo, por pegado.
El escintilador 18 está, por ejemplo, realizado
de oxisulfuro de gadolinio.
Alternativamente, podía ser realizado de yoduro
de Cesio, de cristales de Lutecio o de cualquier elemento que tenga
la propiedad de transformar la radiación X en luz visible.
La placa de fibras ópticas 20 está, por ejemplo,
comercializada por la sociedad SCHOTT bajo la referencia comercial
47A o por la sociedad HAMAMATSU bajo la referencia comercial
XRS.
El detector biCMOS 22 es un detector de tipo APS
"Sensor de Píxel Activo") que utiliza la tecnología de
fabricación biCMOS es decir que utiliza a la vez transistores NMOS
y PMOS, por oposición a los detectores de píxeles pasivos. Para más
detalles sobre el detector biCMOS, se hará referencia, por ejemplo,
al documento EP 0.858.111.
Un píxel activo integra medios de amplificación
de la carga eléctrica recogida sobre el elemento del píxel que es
sensible a la luz.
La carga eléctrica amplificada que es detenida
por un píxel activo es denominada en lo que sigue en la descripción
"valor de información" y es representativa de la cantidad de
luz capturada por el píxel.
El detector biCMOS 22 representado en la fig. 2
es un chip realizado sobre un sustrato de silicio 28 según una
tecnología de fabricación biCMOS y que comprende una matriz de
píxeles activos 26 y un secuenciador 30 integrado sobre el mismo
sustrato.
La estructura de los píxeles es, por ejemplo, la
estructura conocida ilustrada en la fig. 1b y que utiliza tres
transistores T1, T2, T3 así como un fotodiodo P.
De preferencia, el fotodiodo tiene una forma
adaptada para optimizar el factor de llenado del píxel, garantizando
al mismo tiempo una canalización suficiente de las cargas generadas
al nivel del fotodiodo por el impacto de los fotones.
Además, la forma del fotodiodo debe en efecto
permitir separar de manera fiable los píxeles entre sí a fin de
evitar que la carga generada al nivel de un píxel sea recuperada por
uno de los píxeles adyacentes (diafonía).
Conviene sin embargo observar que la forma del
fotodiodo no debe ocupar una parte demasiado importante de la
superficie del píxel a fin de evitar disminuir el factor de
llenado.
El secuenciador 30 es apto para generar varias
señales de mando para controlar la matriz.
Para hacer esto, el secuenciador recibe una o
varias señales exteriores al captador y a partir de la cual o de
las cuales son generadas las diferentes señales de mando de la
matriz.
El aparato de radiología 10 comprende un módulo
electrónico 32 distante del captador 14 y por tanto del detector 22
de la fig. 2 y que está unido a este captador por una unión filar 34
que es un cable.
Por ejemplo, el cable es de tipo multifilar,
multitrenzado, pudiendo las señales rápidas (reloj, vídeo ...) ser
canalizadas opcionalmente por cables coaxiales y estando el conjunto
blindado por una trenza de toma de tierra.
La o las señales exteriores mencionadas
anteriormente son generadas en el módulo electrónico 32 y
transmitidas por medio del cable 34 al detector 22 y, más
particularmente al secuenciador 30 de este último.
Una de las señales exteriores es, por ejemplo,
una señal de reloj única Clk-x, por ejemplo dotada
de una frecuencia de 12 Mhz y a partir de la cual van a ser
generadas por el secuenciador una pluralidad de señales internas
necesarias para el funcionamiento de la matriz 26.
Es particularmente ventajoso disponer el
secuenciador en el detector 22 y no en el módulo electrónico 32, ya
que sólo la transmisión de un número restringido de señales cuya
señal de reloj única que proviene del módulo 32 basta.
En efecto, si el secuenciador estuviera
dispuesto en el módulo electrónico 32, sería entonces necesario
transmitir por el cable 34 un gran número de señales destinadas al
mando de la matriz, lo que engendraría un ruido suplementario, en
particular en razón de la diafonía creada entre las diferentes
señales transmitidas en el cable.
Así, la disposición del secuenciador en el
detector 22, y en particular sobre el mismo sustrato que la matriz,
permite mejorar la relación de señal sobre ruido del detector.
Se limita igualmente por la misma razón el
número de hilos que discurren en el cable, lo que permite utilizar
un cable más flexible que si se tuviera que hacer transitar por este
último la pluralidad de señales de mando necesarias para el
funcionamiento de la matriz.
Esto es igualmente ventajoso en la medida en que
el cable 34 sale de la boca del paciente cuando el captador está
colocado en el interior, detrás de un diente, y que es por tanto
necesario disponer de un cable tan flexible como sea posible para
minimizar las molestias ocasionadas al paciente.
Se observará que la integración del secuenciador
sobre el mismo sustrato que el de la matriz permite reducir el
volumen general del detector, y por tanto del captador, lo que es
primordial para un captador intrabucal.
En efecto, un secuenciador realizado como
componente separado del chip del detector conduciría inevitablemente
a un captador más voluminoso y por tanto más molesto para el
paciente.
La reducción del número de señales a generar por
el secuenciador tiende a hacerle menos voluminoso.
Se observará que el módulo electrónico 32 está
colocado a una distancia del captador de al menos 50 cm para no
molestar al paciente ni incluso al dentista y a una distancia máxima
de aproximadamente 2 m del captador por razones que serán
desarrolladas ulteriormente.
Como se verá igualmente más adelante, una o
varias señales de salida analógica son elaboradas en el captador y
transmitidas por medio del cable 34 al módulo electrónico 32 en el
que sufren varios tratamientos.
En particular, el módulo 32 comprende dos
unidades de amplificación 36 y 38 que amplifican cada una de las
señales de salida analógica que recibe en la entrada y una unidad 40
de filtrado de las dos señales ya citadas.
Se podría igualmente, de manera opcional, prever
que la unidad 40 elabore una única señal analógica de salida a
partir de las dos señales de salida, además de la función de
filtrado.
Las señales de salida analógica filtradas son a
continuación reunidas en una única señal analógica que es
convertida en una señal digital en un convertidor de analógico a
digital 42 y transmitida a una unidad central de tratamiento
44.
La unidad central de tratamiento 44 comprende
más particularmente un reloj 48, un microprocesador 50 y una unidad
de memorización 52.
Esta unidad de tratamiento 44 realiza entre
otras, pero no exclusivamente, operaciones de puesta del detector
en el modo operatorio, por oposición a los periodos de vigilia o
espera; orienta la señal digitalizada hacia la interfaz de salida
60 descrita a continuación, gestiona una unidad de memorización 52
destinada, por ejemplo, a contener la lista de los elementos
defectuosos de la matriz 26 del detector 22 o el número de serie del
detector; busca en la señal de vídeo digitalizada las informaciones
características de la presencia o no de radiación X; y gestiona el
órgano de activación 100 descrito ulteriormente.
Se observará igualmente que es aplicada una
corrección a una de las señales analógicas amplificadas por la
unidad 38 por medio de una señal digital de corrección que proviene
de la unidad central de tratamiento 44, es convertida en una señal
analógica de corrección por un convertidor de digital a analógico 46
y es aplicada a continuación a la unidad 38.
La unidad 38 ejerce la función de un
amplificador sustractor.
El aparato de radiología 10 comprende igualmente
una unidad de tratamiento y de visualización 54 distante del módulo
electrónico 32 y unida a este último por medio de una unión filar 56
que es, por ejemplo, un cable.
La unidad de tratamiento y de visualización 54
es, por ejemplo, un ordenador que recibe las señales de salida del
captador 14, una vez digitalizadas y tratadas en el módulo
electrónico 32, a fin de efectuar sobre estas últimas un
tratamiento de imagen apropiado y conocido por los expertos en la
técnica a fin de poder visualizar sobre la pantalla 58 la imagen
del diente 16 de la fig. 1.
Una interfaz 60 conforme a la norma USB2.0 está
prevista a la salida de la unidad 44, así como un bus serie USB2.0
y una interfaz correspondiente en el ordenador distante 46 (no
representado), para que las señales entregadas por el módulo 32
sean transmitidas al ordenador distante 54 con una elevada
velocidad, por ejemplo del orden de 480 Mbits/s.
La utilización de tal interfaz permite así
transmitir a alta velocidad al ordenador los datos que son
proporcionados por el detector CMOS 22 y tratados por el módulo
32.
La utilización de esta interfaz conviene
particularmente bien a la utilización de una señal de reloj de
frecuencia elevada, por ejemplo de 12 Mhz, para el muestreo de los
datos recogidos por la matriz del detector biCMOS 22, esto sin
tener que utilizar una memoria tampón para el almacenamiento de los
datos antes de su transmisión al ordenador.
En efecto, esta frecuencia de señal de reloj
representa un buen compromiso entre, por una parte, una frecuencia
demasiado baja para muestrear la matriz, lo que provocaría un
aumento de la corriente de oscuridad entre el comienzo y el final
del muestreo de la matriz y, por otra parte, una frecuencia
demasiado elevada que generaría un ruido de lectura suplementaria
que perturba la señal de salida del detector.
En efecto, habida cuenta de las tensiones unidas
a la evolución de la corriente de oscuridad en el detector en el
curso del tiempo, es preciso muestrear los píxeles de la matriz a
una frecuencia relativamente elevada que se revela incompatible con
la velocidad de transmisión autorizada por la norma USB1.
Conviene observar que el bus USB2 del cable 56
transporta las señales de imagen digitalizadas que van a ser
transmitidas a la unidad 54 y una señal de tensión única 61 que va a
servir al funcionamiento del detector CMOS después de limpieza en
un circuito 62 del módulo electrónico 32.
El detector biCMOS funciona en efecto a partir
de una sola tensión de alimentación, por ejemplo, de 5 voltios y de
niveles TTL de mando, contrariamente a un detector de transferencia
de carga (CCD) para el que cuatro o cinco niveles de tensión
diferentes deben ser generados así como numerosos relojes.
Conviene observar que la generación de
diferentes niveles de tensión entraña la aparición de ruidos
suplementarios que perturban el buen funcionamiento del captador y
que este fenómeno es por tanto evitado en el aparato según el
invento.
El circuito 62 es de alguna forma un convertidor
continuo que efectúa una limpieza de la tensión de alimentación
proporcionada por el bus USB2 y que permite igualmente liberarse de
las variaciones de la tensión de 5 voltios de este bus
estabilizándola.
Hay que observar que las tensiones continuas
generadas por el convertidor 62 pueden ser permanentes, por ejemplo
por el uso de la unidad central de tratamiento 44, o conmutadas, por
ejemplo por el uso del detector 22, no siendo éste puesto bajo
tensión más que durante los períodos de utilización en la boca. Esta
conmutación es realizada por la unidad central de tratamiento
44.
Se observará que la velocidad de transmisión de
los datos sobre la unión filar 56 debe ser al menos igual a la
prevista por la norma USB.2 a fin de poder vaciar rápidamente la
matriz 26 sin haber recurrido a una memoria tampón.
\newpage
La fig. 3 representa de manera más detallada la
disposición de la matriz de píxeles activos 26 y el secuenciador 30
sobre el sustrato común 28 del chip del detector.
La matriz 26 está unida a un circuito 70 de
pilotaje de la selección y de la puesta a cero de las filas L_{1},
L_{2}, L_{3}, ..., L_{n} de la matriz.
Un circuito 72 de registro de desplazamiento
mandado por señales de reloj y de sincronización permite controlar
el circuito 70 para las operaciones sucesivas de selección de una
línea y de su nueva puesta a cero.
La matriz está igualmente conectada a un
circuito 74 de amplificación de las columnas C_{1}, C_{2},
C_{3}, ..., C_{n} de la matriz y que efectúa un multiplexado
sobre un circuito de amplificación de salida 76 los datos de imagen
capturados por dicha matriz.
Un circuito 78 de registro de desplazamiento de
las columnas de la matriz está previsto para controlar el
funcionamiento del circuito 74 y, en particular, pilotar la lectura
de los píxeles de cada fila de la matriz.
Como se ha anunciado más arriba, el detector
recibe varias señales del módulo electrónico 32 y, en particular,
las señales Clk-x, Clk-y y
Sync-y de las que derivan todas las señales internas
de la matriz.
La señal Clk-x es una señal de
reloj, por ejemplo, de 12 MHz que sirve para pilotar los registros
de desplazamiento de las columnas y constituye la principal señal
de reloj a partir de la cual el secuenciador 30 genera todas las
señales, y en particular las señales de mando de la matriz.
La señal de mando Sync-y sirve
para inicializar la lectura de la matriz.
La señal Clk-y es la señal de
mando de los registros de desplazamiento de las filas que mandan el
circuito 72.
La lectura de los datos de imagen capturados por
la matriz se efectúa de la manera siguiente.
La señal Sync-y, aplicada al
mismo tiempo que la señal Clk-y, inicializa los
registros de desplazamiento de las filas de la matriz y provoca la
selección de la primera fila de la matriz.
Una primera señal de selección de la primera
fila de la matriz, que es generada por el secuenciador 30 es
disparada, por ejemplo, sobre un frente ascendente de la señal de
reloj Clk-y y manda la selección de la primera fila
de la matriz.
La aplicación de la señal Clk-x
va a provocar la aparición de la señal de vídeo (señal de salida) a
la salida del detector.
La aplicación de la señal única
Clk-y va a provocar una selección de la fila
siguiente de la matriz.
Se procede así hasta que todas las filas hayan
sido leídas, luego se aplica de nuevo la combinación de señales
Sync-y y Clk-y para seleccionar de
nuevo la primera fila de la matriz.
Para la fila seleccionada así considerada, los
diferentes valores de información detenidos o sustentados por cada
uno de los píxeles de la fila que han sido expuestos a una radiación
van a sufrir una primera etapa de muestreo, igualmente llamada
etapa de lectura, según una cadencia impuesta por la señal de reloj
Clk-x.
Cada valor de información de iluminación del
píxel es almacenado en el circuito de amplificación de las columnas
74.
Después de una primera etapa de muestreo de los
primeros píxeles de la fila, una señal Reset es generada por el
secuenciador a fin de poner de nuevo a cero todos los píxeles de la
fila considerada.
Esta etapa de nueva puesta a cero tiene por
efecto inicializar todos los píxeles de la fila seleccionada a un
valor de información de referencia propio de cada píxel.
Se trata de un valor de información
correspondiente a un píxel no iluminado, igualmente llamado valor de
información de oscuridad.
Después de inicialización de los píxeles de la
fila en cuestión, se procede a una segunda etapa de muestreo o de
lectura de los valores de información de referencia detenidos por
cada píxel, al ritmo impuesto por la señal de reloj
Clk-x que selecciona las diferentes columnas de la
matriz.
Los valores de información de referencia
muestreados son almacenados en el circuito de amplificación de
columnas 74 donde se unen a los valores de información de
iluminación ya almacenados y que provienen de la primera etapa de
muestreo.
\newpage
Los dos tipos de valores de información son
entonces multiplexados sobre dos buses respectivos, uno que
transporta una señal de lectura S (valores de información de
iluminación) y el otro que transporta una señal de reinicialización
R (valores de información de referencia).
Los datos que provienen de estos dos buses son
multiplexados sobre el circuito de amplificación de salida 76 según
una cadencia impuesta por la señal de reloj Clk-x
que activa los registros de desplazamiento de las columnas.
Una señal de salida S-R es
formada por el circuito de amplificación de salida 76 a partir de la
diferencia entre la señal de lectura S y la señal de
reinicialización R y de una señal de referencia que es
representativa de las derivas electrónicas intrínsecas del
detector.
Esta señal de referencia proviene de una señal
de referencia de entrada "blackin" que es una tensión continua
que proviene del módulo 32 y aplicada en la entrada del detector. La
señal de referencia "blackref" es generada como se ha
representado en la fig. 4.
El circuito de la fig. 4 es representativo de la
manera en la que el ruido es generado en el detector y la señal
blackin aplicada a la entrada de este circuito sufre derivas cuando
pasa a través de la matriz.
Este circuito comprende a este efecto un
transistor 71 que sirve de memoria tampón a la señal de entrada
blackin y está igualmente representada de modo esquemático en la
fig. 3.
Una resistencia 73 y una capacidad 75 cuyos
valores son elegidos de manera apropiada de acuerdo con el detector,
son representativos de los elementos intrínsecos al detector.
Un amplificador 77 amplifica la señal obtenida
después de que haya sufrido las deformaciones provocadas por los
elementos 71, 73 y 75 y la señal amplificada blackref es así
entregada a la salida del detector 22.
La señal obtenida antes del paso al amplificador
77 ("señal de referencia no amplificada") es proporcionada al
circuito de amplificación de salida 76 donde, con la señal de reloj
Clk-x, se selecciona sobre uno de los frentes
ascendente o descendente de la señal Clk-x el valor
más fuerte de la señal S-R y, sobre el otro frente,
el valor proporcionado por la señal de referencia no amplificada
como se ha ilustrado en la fig. 5.
Se obtiene así una señal S-R
cuyos valores más altos son los de la señal de lectura de la matriz
y los valores más bajos son los de la señal de referencia no
amplificada, pudiendo variar estos últimos valores en el transcurso
del tiempo.
La señal S-R obtenida (fig. 6)
es representativa de los datos de imagen del diente que han sido
capturados por los píxeles del detector.
La fig. 7a representa la forma general de la
señal R-S de salida del detector (fig. 3) y de la
señal de referencia de salida blackref.
Como se ha representado en la fig. 3, la señal
eléctrica analógica de salida S-R del detector es
transformada por un generador de señales 79 en dos señales
eléctricas analógicas diferenciales V+ y V-.
El generador 79 es un amplificador de dos
salidas que resta la señal blackref a la señal S-R y
entrega las señales diferenciales V+ y V- cuya forma está
representada en la fig. 7b.
La superposición de la diferencia entre las
señales S-R y la señal de referencia de salida
blackref permite librarse de las derivas debido a la construcción
del detector 22 que son constantes en el tiempo y que varían de un
captador al otro.
Transmitiendo en forma diferencial la señal de
imagen emitida por el captador, se evitan las diferentes
perturbaciones a las que puede ser sometida.
En efecto, como cada una de las dos señales V+ y
V- es sometida a las mismas perturbaciones, se puede entonces,
reconstituyendo una señal única librarse de las perturbaciones
constatadas sobre cada una de las señales V+ y V-, lo que no sería
el caso si no se transmitiera más que la señal de imagen
solamente.
Por ejemplo, la transmisión de una señal de
imagen diferencial permite igualmente mejorar de modo indirecto la
relación de señal sobre ruido del captador.
Una señal de muestreo Sample-clk
es generada por el secuenciador (fig. 3) y es, por construcción,
perfectamente síncrona con la señal de salida S-R
en la medida en que el secuenciador tiene un conocimiento preciso
del instante en que los datos van a ser presentados sobre la salida
del detector. La señal de muestreo es elaborada por un desfase
adaptado a la señal de reloj Clk-x y está
representada en la fig. 7c.
\newpage
Esta señal de muestreo que está en fase con la
señal de salida S-R, y por tanto con las señales
diferenciales V+ y V-, va a ser transmitida simultáneamente con
estas últimas por el cable 34 al destino del módulo electrónico
32.
La transmisión simultánea de las señales en fase
va a permitir, en el interior del módulo electrónico 32, efectuar
en el circuito de conversión de analógico a digital 42 la conversión
de las señales analógicas diferenciales a la frecuencia impuesta
por la señal de muestreo.
Transmitiendo las señales simultáneamente, esto
permite librarse de errores de fase que sobrevienen en el cable en
la medida en que un error de fase que afecta a la vez a las señales
analógicas diferenciales y a la señal de muestreo podrá ser
compensado.
Se evitan por la misma razón otras
perturbaciones que afectan a las señales durante su transmisión.
Como se ha representado en la fig. 2, las
señales analógicas de salida diferenciales V+ y V- son amplificadas
respectivamente en circuitos de amplificación 36 y 38 antes de ser
transmitidas al circuito de filtrado 40.
Las señales así filtradas son transmitidas al
convertidor de analógico a digital 42 donde son sumadas para
producir una señal única y esta señal es digitalizada con la ayuda
de la señal de muestreo Sample-clk (por ejemplo
sobre el frente descendente de la señal de muestreo, como se ha
representado en la fig. 7d) antes de llegar a la unidad central de
tratamiento 44.
Con el fin de evitar las variaciones temporales
de la corriente de oscuridad que es definida como la corriente
eléctrica recogida a la salida del detector cuando este último no
está expuesto a ninguna radiación, se procede a la generación de
una señal de corrección entre dos fases de exposición de la matriz a
una radiación que son, por ejemplo, sucesivas.
Se observará que la generación de tal señal
puede ser regular o no en el tiempo.
Se efectúa así fuera de una toma de imagen de un
diente por el captador un muestreo de los valores de información
detenidos por los píxeles de la matriz cuando ésta no está expuesta
a ninguna radiación. La señal de lectura de la matriz que es
generada es una señal de corrección.
De manera similar a la que ha sido descrita
precedentemente para las señales de salida V+ y V-, la señal de
lectura, en ausencia de radiación, es transmitida en forma
diferencial en el cable 34 y luego amplificada en los circuitos de
amplificación 36 y 38 antes de ser reconstituida en una señal única
por el circuito 40 y digitalizada en el convertidor 42.
Esta señal digitalizada es introducida en la
unidad central 44 en la cual el microprocesador calcula un valor
medio de esta señal digitalizada que no es nula, contrariamente a lo
que sí se debería obtener en ausencia de radiación. Se inyecta este
valor medio en el convertidor de digital a analógico 46 para
transformarlo en una señal analógica de corrección aplicada a uno,
el 38, de los circuitos de amplificación que es un circuito
sustractor.
La aplicación de esta señal de corrección a una
de las señales analógicas de salida, en especial la señal V-,
permite desplazar la amplitud de esta señal llevando esta señal
hacia arriba como se ha representado en las figs. 7e y 7f.
La fig. 7e representa de manera muy esquemática
la forma de las señales de salida diferenciales V+ y V- que están
cada una desplazadas con relación al nivel cero en un mismo
valor.
Midiendo un valor medio (2 x desplazamiento)
sobre la señal de corrección digitalizada y aplicándolo, después de
la conversión de digital a analógica, a la señal de salida analógica
V-, se desplaza esta última en un valor corregido de 2 x
desplazamiento, como se ha representado en la fig. 7f, para llevarlo
al nivel inferior de la otra señal de salida analógica no corregida
V+.
Cuando la señal V+ y la señal corregida V- son
filtradas y combinadas, se obtiene entonces la señal analógica
compensada representada en la fig. 7g que parte de cero hasta una
amplitud máxima de 2 x (max-offset), donde el valor
"max" designa la amplitud máxima en valor absoluto de cada una
de las señales V+ y V-.
La señal analógica compensada es entonces
digitalizada en el circuito 42.
Se evitan así las variaciones debidas a la
corriente de oscuridad en la matriz.
La fig. 7h, que representa el número de píxeles
en función del nivel de gris presente en la señal de vídeo, ilustra
este fenómeno de compensación mostrando la forma del histograma de
la señal de vídeo antes y después de la aplicación de una
corrección.
Se observará que es preferible convertir la
señal analógica de corrección en lugar de aplicarla directamente a
una de las señales analógicas de salida, desde el momento de la
recepción de la señal de corrección por el módulo electrónico
32.
En efecto, éste necesitaría almacenar la señal
analógica de corrección con todos los riesgos de derivas y/o de
volatilidad que ello comporta.
Efectuando esta corrección digitalmente, se
evitan estos problemas y se integra además el convertidor de
analógico a digital en la compensación, lo que evita manchar el
proceso de digitalización por una deriva que es propia del
convertidor.
Por otra parte, se observará que se puede
igualmente aplicar una señal analógica de corrección a la otra señal
analógica de salida V+, o incluso a las dos señales V+ y V-.
La aplicación de una corrección a las dos
señales hace simétrico el proceso.
La aplicación de una corrección a una de las
señales de salida analógicas o a la señal analógica única es
adaptada en función de la ley de variación de acuerdo con el tiempo
de la corriente de oscuridad de la matriz y de la duración durante
la cual está matriz es empleada.
En efecto, conociendo estos dos parámetros, es
posible prever en qué momento la corriente de oscuridad es
susceptible de variar lo máximo y por tanto considerar efectuar una
corrección para compensar las derivas debidas a estas
variaciones.
Como se ha explicado antes, durante la lectura
de la matriz y, más particularmente, después de haber efectuado un
primer muestreo de los píxeles de una fila seleccionada de la
matriz, una señal de nueva puesta a cero es aplicada a la fila en
cuestión de la matriz por medio de los circuitos 70 y 72 (fig. 3)
para reinicializar los valores de los píxeles de la fila a valores
de información de referencia (valores de información de
oscuridad).
Ahora bien, si la señal de puesta a cero varía
de una fila a la otra, se introduce un error en los valores de
información detenidos por los píxeles de la fila, lo que se traduce
por desplazamientos con relación al cero: el valor de información
detenido por un píxel después de su reinicialización no es nulo como
debería teóricamente ser, sino que presenta un desplazamiento con
relación al cero y, además, este desplazamiento puede variar de una
fila a la otra.
La introducción de un error suplementario se
traduce por un deterioro de la relación de señal sobre ruido
proporcionado por el detector.
Más particularmente, con tales errores, se
introduce un ruido de "peinado horizontal" en la señal de
imagen producida sobre la pantalla 58 del ordenador 54 (fig.
2).
Para remediar este problema, se prevé en primer
lugar hacer ópticamente inactivo un número m de píxeles de cada una
de las filas de la matriz, siendo los píxeles ópticamente inactivos
de las diferentes filas iguales en número (por ejemplo igual a 3) y
estando dispuestos en las mismas columnas de la matriz.
Se observará que los píxeles hechos ópticamente
inactivos están dispuestos en las primeras columnas de la matriz
pero podrían también encontrarse en otro lugar, tal como en las
últimas columnas de ésta.
Se observará que el número m de píxeles
ópticamente inactivos puede variar en función de la precisión que
se requiere durante la compensación de la deriva introducida con la
señal de reinicialización.
El número m puede igualmente variar en función
del tamaño de la matriz.
En el ejemplo de realización ilustrado en la
fig. 3, las filas L_{1}, L_{2}, ... L_{n}, ..., L_{N}
comprenden respectivamente cada una tres píxeles "ciegos"
P_{1,1}, P_{1,2}, P_{1,3}, P_{2,1}, P_{2,2}, P_{2,3},
... P_{n1}, P_{n2}, P_{n3}, ..., P_{N1}, P_{N2}, y
P_{N3}.
Para hacer un píxel ópticamente inactivo, se
efectúa por ejemplo, una metalización o serigrafía sobre estos
píxeles.
Se efectúa a continuación un tratamiento de la
señal de salida del detector después de la digitalización por el
circuito 42 (fig. 2).
El tratamiento es aplicado a la señal por la
unidad central de tratamiento 44 por medio del procesador 50 que va
a ejecutar una serie de instrucciones previstas en el algoritmo de
la fig. 8 que está almacenado en la memoria 52.
Este algoritmo comprende una primera etapa S1 de
inicialización en curso de la cual la variable n representativa de
las líneas de la matriz es inicializada al valor 1.
En el curso de la etapa siguiente S2, se procede
a la lectura de los valores de información Si(n) de la fila
n de la matriz para los tres píxeles ciegos Pn1, Pn2, Pn3.
Estos valores son leídos en la señal de salida
digitalizada.
\newpage
En el curso de la etapa siguiente S3, se procede
a la lectura de los valores de información Si(n+1) que
provienen respectivamente de los tres píxeles ópticamente inactivos
P_{n+1,1}, P_{n+1,2}, P_{n+1,3} de la fila siguiente n+1 de la
matriz.
Después de haber procedido a la lectura de los
valores de información que provienen de los píxeles ópticamente
inactivos de dos líneas consecutivas n y n+1 de la matriz, se
procede, en el curso de las etapas siguientes S4 y S5, a la
determinación para cada una de las filas n y n+1 de un valor medio
de información \check{S}(n), \check{S}(n+1) que es
obtenido a partir de los valores de información S_{i}(n),
S_{i}(n+1) respectivos de cada fila.
Cuanto más elevado es el número m, mejor será la
precisión sobre la determinación del valor medio.
El valor medio de información es, por ejemplo,
obtenido efectuando una media aritmética.
En el curso de la etapa S6, se procede a la
determinación del valor absoluto de la diferencia entre los dos
valores medios precedentemente determinados.
La etapa siguiente S7 es una prueba que efectúa
una comparación entre los valores medios de información
\check{S}(n) y \check{S}(n+1).
En teoría, se examina si los dos valores medios
son iguales pero, en la práctica, se compara el resultado obtenido
en la etapa S6 con un valor umbral \varepsilon que tiene en
cuenta, por ejemplo, el orden de magnitud de las diferencias que es
técnicamente posible detectar entre los valores medios.
Cuando no se ha encontrado ninguna diferencia
significativa entre los valores medios de información
\check{S}(n), \check{S}(n+1), entonces la etapa
siguiente S8 es una prueba en el curso de la cual se verifica si la
variable representativa del número de filas n es igual al número
total N de filas de la matriz.
En caso afirmativo, se pone fin al
algoritmo.
Por el contrario, si quedan filas de la matriz a
tratar, entonces la etapa S8 es seguida por una etapa S9 en el
curso de la cual se incrementa en una unidad la variable n y se
efectúan entonces de nuevo las etapas que acaban a ser
descritas.
Cuando el resultado de la prueba practicada en
la etapa S7 es positivo, entonces se decide modificar, en la señal
de salida numérica los valores de información de todos los píxeles
de la línea n+1 como se ha ilustrado por la etapa
S10.
S10.
En el curso de esta etapa, el valor de
información que proviene de cada uno de los l píxeles de la fila n+1
y que es indicado con S_{i}(n+1) es modificado afectando a
éste el valor absoluto de la diferencia determinada en la etapa S6,
con el fin de llevar el valor medio de información
\check{S}(n+1) de la fila n+1 al valor medio de
información \check{S}(n) de la línea n.
La etapa S10 es a continuación seguida de la
etapa S8 tal como se ha descrito antes.
Procediendo de esta manera para cada par de
filas consecutivas, se corrige cada una de las filas de la matriz,
con la excepción de la primera y se homogeneiza por tanto la imagen
fila por fila con el fin de suprimir el ruido de "peinado
horizontal" mencionado más arriba.
Se observará que es igualmente posible efectuar
una comparación, no ya sobre dos filas consecutivas de la matriz
sino sobre tres filas consecutivas.
En esta eventualidad, se procede entonces a la
lectura de cada uno de los valores de información que provienen de
los m píxeles ópticamente inactivos de un conjunto de tres filas
consecutivas de la matriz y se determina, para cada una de estas
filas, un valor medio de información.
Después de la comparación de los valores medios
de información de las tres filas, en función del resultado de la
comparación, se decide entonces o no modificar en la señal de salida
digitalizada los valores de información de todos los píxeles de la
segunda fila.
Se ha representado en la fig. 9 la realización
física de un aparato de radiología dental según el invento que
comprende el captador intrabucal 14, el módulo electrónico 32
integrado en una caja sobre la cual se volverá ulteriormente,
estando los dos elementos unidos entre sí por un cable 34, y un
conectador 80 unido al módulo 32 por el cable 56.
El conectador 80 está destinado a cooperar con
un conectador complementario de la unidad de tratamiento y de
visualización 54.
Se observará que el cable 34 es relativamente
corto en la medida en que transporta señales analógicas que
correrían el riesgo de atenuarse demasiado fuertemente si el cable
fuera demasiado largo.
Esta disposición permite tener en cuenta
esfuerzos o tensiones específicos en la radiología dental y
particularmente por el hecho que la intensidad de la señal a la
salida del captador 14 está limitada por el hecho de que la dosis
de rayos X que pasa a través del diente del paciente es
necesariamente mantenida tan débil como sea posible con el fin de
no exponer a este último a dosis de radiación demasiado fuertes.
Por esta razón, la longitud l del cable 34 es
generalmente inferior a 2 metros.
La longitud reducida l del cable 34 permite así
no degradar la relación de señal sobre ruido del captador 14.
Por otra parte, esta longitud l es generalmente
superior a 50 cm con el fin de no ocasionar una molestia
suplementaria colocándolo demasiado cerca de la boca del
paciente.
Se observará por el contrario que la longitud L
del cable 56 que transmite señales numéricas no está, en cuanto a
ella, limitada y puede, por ejemplo, ser igual a varios metros y, en
particular, estar comprendida entre 2 y 5 metros.
El módulo electrónico 32 comprende un órgano de
activación del detector 100 que se presenta, por ejemplo, en forma
de un botón pulsador.
Este órgano 100 es particularmente útil a los
dentistas para estimular el detector del captador 14 y ponerle en
estado de recibir y tratar una radiación X que ha pasado a través de
un diente 16 del paciente, en la medida en que el módulo 32 es
colocado, durante su utilización, en la esfera de actividad del
dentista.
Esto significa que puede por tanto, sin tener
que desplazarse, coger en la mano el módulo 32 y apretar sobre el
órgano de activación del detector 100.
Esta disposición permite al dentista no
desplazarse hasta la unidad distante 54 para hacer clic en un ratón
de ordenador con sus guantes de intervención que le han servido para
colocar el captador 14 en la boca del paciente y que están por
tanto ya contaminados, particularmente por la saliva del
paciente.
Se observará que en la técnica anterior,
haciendo clic sobre el ratón, se activa el captador intrabucal por
medio de una interfaz lógica.
Se evitan así riesgos de contaminación cruzada
con otro paciente en la medida en que el ratón no forma generalmente
parte del material que es desinfectado después de la
utilización.
Después de la activación del captador con la
ayuda del órgano de activación 100, el dentista enciende el
generador de rayos X 12 por medio de un órgano de disparo 102 tal
como un interruptor eléctrico de botón pulsador (fig. 10) que tiene
al alcance de la mano.
Además, como se ha representado en la fig. 10,
durante la utilización del aparato de radiología dental según el
invento, el módulo electrónico encapsulado es suspendido del
captador 14 cuando éste es colocado en la boca de un paciente, lo
que le permite estar al alcance de la mano del dentista cuando éste
lleva sus guantes y acaba de instalar el captador en la boca del
paciente.
Es en efecto posible suspender el módulo
electrónico encapsulado en su caja al final del cable 34 que le une
al captador en la medida en que está concebido para que su peso y
sus dimensiones permitan esta utilización.
En efecto, un peso demasiado elevado correría el
riesgo de tirar del cable 34, y por tanto ejercer una tracción
sobre el captador 14, lo que sería sentido por el paciente y
ocasionaría una molestia suplementaria.
Por otra parte, las dimensiones razonables del
módulo encapsulado están adaptadas al tamaño de una mano adulta y
no provocan así ninguna molestia suplementaria unida al volumen, ni
para el dentista, ni para el paciente.
Se observará igualmente que el órgano de
activación 100 del módulo electrónico 32 o varios órganos de
activación pueden estar previstos para realizar otras
funciones.
En la medida en que un solo órgano de activación
100 está previsto, estas otras funciones pueden ser puestas en
práctica por apoyos sucesivos sobre este último.
Así, cuando una imagen está siendo tomada por el
captador o incluso después de la toma de imagen, es útil poder
proporcionar a la lógica de tratamiento de imagen instalada en la
unidad distante 54 la información sobre el sentido de la
orientación de la imagen, por ejemplo, según que se tome una imagen
de un diente de la parte alta, ya se coloque el captador
horizontalmente para tomar una imagen de una oclusión, o ya sea que
se tome una imagen de un diente de la parte baja.
Así, por varios aprietos sucesivos sobre el
órgano 100, se va a referenciar en qué posición ha sido colocado el
captador por el dentista.
A título de ejemplo, un aprieto sobre el órgano
100 enciende el captador e indica que se trata de una toma de
imagen de un diente de abajo, dos aprietos breves encienden el
captador e indican que se trata de una toma de imagen de una
oclusión con el captador colocado horizontalmente, mientras que tres
aprietos sucesivos permiten volver a encender el captador e indicar
que la imagen es hecha girar en la medida en que se ha tomado un
diente de arriba verticalmente.
Otras funciones tales como, por ejemplo, la
regulación de la luminosidad o del contraste de la imagen, pueden
igualmente ser mandadas por la activación del órgano 100.
Como se ha representado en la fig. 11, el módulo
electrónico 32 se presenta en forma de un circuito impreso 150 de
forma general alargada a lo largo de un eje longitudinal X.
El circuito impreso 150 tiene aquí una forma
general rectangular y comprende en cada una de sus dos extremidades
opuestas 150a, 150b que están dispuestas longitudinalmente según el
eje X, un corte axial 152, 154 de forma, por ejemplo, rectangular y
abierto hacia el exterior del circuito.
Los cortes axiales 152, 154 están destinados a
alojar un cuerpo metálico de anti-tracción 156, 158
(fig. 11) según el eje longitudinal del circuito.
El módulo electrónico 32 está equipado con dos
dispositivos de anti-tracción que son cada uno apto
para cooperar con una de las extremidades de uno de los cables 34,
56, de manera que impidan la retirada del cable correspondiente del
módulo electrónico y de la caja bajo la acción de una tracción
ejercida sobre dicho cable.
Cada cable comprende una funda (funda 56a para
el cable 56 en la fig. 12) que es coaxial a un haz de hilos
eléctricos (haz 56b del cable 56).
En oposición a cada extremidad de cada cable que
se inserta en la caja como se verá ulteriormente, la parte del haz
de hilos correspondientes 56b, en la zona de la extremidad 56c del
cable 56, está solidarizada con el cuerpo metálico de
anti-tracción 158.
Se observará que todo lo que se ha descrito para
el cable 56 y el cuerpo metálico de anti-tracción
158 es válido para el cable 34 y el cuerpo de
anti-tracción 156.
Cada uno de los haces de hilos (trenza del
cable) está solidarizado con el cuerpo metálico de
anti-tracción correspondiente por medio de un fuste
cilíndrico, referenciado 160 para el cuerpo 156 y 162 para el cuerpo
158, que forma a su vez parte integrante de dicho cuerpo.
Más particularmente, el cable, por ejemplo, el
cable 56 de la fig. 12, es pelado en su extremidad 56c con el fin
de poder introducir el haz de hilos 56b en el interior del fuste 162
y, a continuación, efectuar una soldadura de la parte extrema del
haz de hilos en el fuste.
Así, los haces de hilos son solidarizados
indirectamente al cuerpo metálico de anti-tracción
por medio del fuste correspondiente, pero se podría muy bien
considerar soldar directamente los haces de hilos sobre el propio
cuerpo.
Como se ha representado en la fig. 11, los
cuerpos metálicos de anti-tracción 156 y 158 son
introducidos en las hendiduras longitudinales o cortes
correspondientes 152 y 154 perpendicularmente al eje longitudinal X
del circuito 150.
Esto se explica por el hecho de que cada cuerpo
metálico de anti-tracción está provisto de elementos
de encaje dispuestos sobre caras opuestas paralelas a la dirección
de la parte de extremidad del haz de hilos que está solidarizado al
cuerpo (fig. 12), dirección que es confundida con el eje
longitudinal X del circuito 150 cuando el cuerpo metálico de
anti-tracción está en posición sobre dicho
circuito.
Más particularmente, los elementos de encaje
158a y 158b del cuerpo de anti-tracción 150 se
presentan en forma de salientes presentes en toda la altura del
cuerpo (fig. 13) y que cooperan con elementos de encaje
complementarios previstos respectivamente sobre los bordes opuestos
longitudinales del corte correspondiente.
Estos elementos de encaje complementarios se
presentan en forma de muescas transversales que están representadas
en la fig. 11 y, de manera más visible, en la fig. 12 para el corte
152.
Estas muescas 152a y 152b cooperan con los
elementos de encaje salientes del cuerpo correspondiente y
constituyen un montaje del tipo espiga-mortaja.
Las muescas 154a y 154b del corte 154 para el
que es introducido el cuerpo metálico de
anti-tracción 158 están representadas en la fig.
11.
Se observará que los elementos de encaje del
cuerpo correspondiente y los elementos complementarios previstos en
el corte correspondiente constituyen elementos de retención axial
del cuerpo de anti-tracción, impidiendo cualquier
retirada axial del cuerpo con relación al circuito impreso 150.
\newpage
Estos elementos de encaje facilitan igualmente
la colocación del cuerpo metálico de anti-tracción
por un guiado apropiado según una dirección transversal (fig.
11).
La presencia de los dispositivos de
anti-tracción permite no tener conectadores
eléctricos, lo que es particularmente ventajoso.
En efecto la utilización de conectadores
eléctricos correría el riesgo de conducir a desconexiones
intempestivas, lo que no es deseable cuando el paciente acaba de
ser expuesto a una dosis de radiación X y que es entonces necesario
exponerle otra vez a estas radiaciones después de haber restablecido
la conexión eléctrica al nivel del módulo electrónico.
Además, la presencia de conectadores eléctricos
equipados de los sistemas de bloqueo sofisticados es poco deseable
en la medida en que complicaría el aparato y añadiría peso y volumen
al módulo electrónico encapsulado en su caja, lo que se busca
evitar particularmente.
Por otra parte, la presencia de un conectador
eléctrico en proximidad del paciente puede revelarse problemática
en caso de desconexión intempestiva o de falso contacto por razones
de seguridad.
Por otra parte, la caja 180 que encierra el
módulo electrónico debe ser desinfectada después de cada
intervención del dentista. Ahora bien, la presencia de un
conectador eléctrico macho y de un conectador eléctrico hembra
necesita receptáculos para las derivaciones o ramas de los
conectadores y tales disposiciones son lugares que no podrán nunca
ser esterilizados, por lo menos de una manera satisfactoria.
Además, los problemas de estanquidad corren el
riesgo de sobrevenir durante la esterilización, lo que no es
aceptable.
Cada cuerpo de anti-tracción,
está igualmente provisto en sus dos caras opuestas paralelas que
llevan los elementos de encaje, de dos elementos de tope
transversal dispuestos a una y otra parte de los elementos de
encaje y que están indicados con 158c, 158d para los que enmarcan el
elemento de encaje 158a, y 158 e y 158f, para los que enmarcan el
elemento de encaje 158b (figs. 12 y 13).
Estos elementos de tope transversal son más
cortos que los elementos de encaje con el fin de que, durante la
introducción de los elementos de encaje de cada cuerpo de
anti-tracción en el interior de los vaciados
correspondientes del corte, los elementos de tope transversal hagan
tope contra los bordes longitudinales del corte con el fin de
inmovilizar el cuerpo de anti-tracción en esta
posición (fig. 13).
Se observará que los elementos de encaje
previstos, por una parte, sobre el cuerpo metálico de
anti-tracción, y, por otra parte, sobre los bordes
del corte correspondiente pueden ser invertidos, en el sentido de
que el cuerpo puede estar provisto de ranuras longitudinales y el
corte de salientes correspondientes.
Otros elementos de encaje pueden ser
considerados (montaje en cola de milano, varias muescas sobre cada
borde del corte, muescas de formas diferentes...).
Se observará que la placa 150 comprende el
órgano de activación 100 que se presenta en forma de un botón
pulsador y que permite activar el detector cuando una imagen de un
diente debe ser tomada.
Como se ha representado en la fig. 11, dos
semipartes metálicas 164 y 166 están dispuestas a una y otra parte
del circuito impreso 150 y son ensambladas entre sí, por medio de un
cordón de soldadura, de manera que aprisionen dicho circuito
impreso.
Estas partes metálicas son ensambladas después
de que los cuerpos metálicos de anti-tracción sean
solidarizados a los cables 34 y 56, de que estos cuerpos sean
posicionados en los cortes correspondientes del circuito 150 y de
que las conexiones eléctricas 168 con la tarjeta (fig. 12) sean
colocadas en su sitio.
Se observará que los cuerpos metálicos de
anti-tracción sirven igualmente de espaciadores para
permitir la fijación de las semipartes metálicas.
Estas últimas desempeñan varias funciones:
- -
- una primera función de esas semipartes metálicas es asegurar una continuidad eléctrica entre las masas de los dos cables 34 y 56;
- -
- una segunda función es realizar así una jaula de Faraday con fines de compatibilidad electromagnética;
- -
- una tercera función de estas semipartes es proteger mecánicamente el módulo electrónico 32.
Dos manguitos de extremidad 170 y 172 están
previstos para permitir el paso del cable correspondiente 56, 34
gracias a un conducto longitudinal 174 (fig. 15).
Estos manguitos, tales como el manguito 172 de
la fig. 15, comprenden vaciados longitudinales 176, 178 que le
confieren una cierta flexibilidad. Esta flexibilidad permite evitar
una cizalladura del cable que puede producirse como consecuencia de
manipulaciones y de deformaciones repetidas a las que es
sometido.
Estos manguitos permiten igualmente asegurar la
estanquidad del cable en el interior de la caja.
La caja 180 representada en la fig. 16 y que
encapsula el módulo electrónico 32 ya protegido por las dos
semipartes metálicas 164 y 166 comprende dos partes de plástico que
forman tapa 182, 184 (fig. 14).
Estas dos partes de forma general alargada y más
particularmente oblonga son ensambladas entre sí, por ejemplo, por
pegado o por soldadura por ultrasonidos de manera que encierren el
módulo electrónico 32.
Se observará la presencia en cada uno de los
manguitos de extremidad 170 y 172 de un collarín 186, 188 (figs. 14
y 15) y de un vaciado de forma al menos parcialmente complementaria
practicado al nivel de las extremidades de cada una de las partes
182 y 184 que forman tapa.
En la fig. 14, la semitapa superior 182
comprende dos vaciados, de los que solo uno el 190 está
representado, y la semitapa inferior 184 comprende dos vaciados 192
y 194, ambos mostrados.
Durante el ensamblaje de las semitapas a una y
otra parte del módulo electrónico 32, los vaciados de cada semitapa
vienen a aplicarse entre el collarín y el cuerpo de este último de
manera que hagan solidarios axialmente la caja y los manguitos de
extremidad que prolongan este último.
Los vaciados previstos al nivel de las
extremidades de las semitapas inferior y superior constituyen así
bordes de retención de los manguitos correspondientes.
Se observará igualmente la presencia en el
interior de la semitapa inferior 184 de paredes de guía
transversales 196 y 198 ahuecadas de manera que permitan el
posicionamiento del cable correspondiente.
Unos nervios de rigidización transversales 200,
202 y 204, así como un nervio longitudinal 206, del que solo es
visible una extremidad, están previstos en el interior de la
semitapa 184 para rigidizar esta última.
Una placa 208 está prevista en el fondo de la
semitapa 184 a fin de permitir un buen posicionamiento del módulo
electrónico protegido por las dos semipartes metálicas.
Conviene observar que la semitapa superior 182
comprende las mismas disposiciones que las descritas sobre la
semitapa 184.
El órgano de activación 100 del detector no es
directamente manipulable por el usuario por razones de estanquidad
y es accesible a este último por medio de una zona adelgazada 210
prevista en la semitapa superior 182 y que está diseñada para ser
deformada de manera local y para hundirse bajo la presión del dedo
de un usuario y volver a su posición inicial cuando la presión no
es ya ejercida.
Según una variante de realización, se reemplaza
la zona adelgazada por un botón postizo realizado de un material
flexible, al cual el usuario tendrá acceso y que será fijado a la
semitapa 182, por ejemplo por pegado, de manera que asegure la
estanquidad y que no presente zonas susceptibles de provocar la
incrustación de suciedades.
Se observará que la caja 180 que encierra el
módulo electrónico 32, así como las prolongaciones axiales 170 y
172 de esta caja presentan una superficie exterior que les permite
ser desinfectadas/esterilizadas fácilmente y las formas de esta
superficie exterior son de naturaleza que no favorece la
incrustación de suciedades.
Por otra parte, la superficie exterior de la
caja y sus prolongaciones axiales 170, 172 es estanca al chorreo de
agua a fin de evitar contaminar el interior de la caja.
El aparato de radiología dental según el invento
es por tanto particularmente simple de concepción y muy fiable. La
señal de vídeo proporcionada a la unidad de tratamiento y de
visualización 54 es de muy buena calidad pues la relación de señal
sobre ruido del detector ha sido considerablemente mejorada con
relación a la técnica anterior.
Otras variantes de realizaciones al alcance de
los expertos en la técnica pueden ser igualmente consideradas para
los diferentes aspectos del invento que acaban de ser descritos.
Claims (14)
1. Un aparato de radiología dental (10) que
comprende un captador intrabucal (14) ideado para recibir la
radiación X (rayos x) que ha pasado a través de, al menos, un
diente, comprendiendo dicho captador:
- -
- una convertidor de radiación X (rayos x) en radiación visible (18):
- -
- un detector (22) que comprende una matriz de píxeles activos (24) y que convierte la radiación visible así convertida en, al menos, una señal eléctrica analógica.
caracterizado porque la matriz de píxeles
activos es producida utilizando tecnología bicMOS, el captador
incluyendo un generador (79) de una señal de muestreo sincronizada
con, al menos, una de dichas señales eléctricas analógicas y la
cual está ideada para la conversión posterior de, al menos, una de
dichas señales eléctricas analógicas en una señal digital.
2. Un aparato de radiología dental de acuerdo
con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende:
- -
- un módulo electrónico a distancia (remoto) del captador,
- -
- una unión entre el módulo electrónico y el captador para la transmisión simultánea y en fase de, al menos, una de dichas señales eléctricas y de la señal de muestreo.
3. Un aparato de radiología dental de acuerdo
con la reivindicación 2, caracterizado porque el módulo
electrónico comprende un convertidor
analógico-digital para convertir, al menos, una de
dichas señales eléctricas analógicas en una señal digital en base a
la señal de muestreo.
4. Un aparato de radiología dental de acuerdo
con la reivindicación 2 ó con la reivindicación 3,
caracterizado porque la unión entre el módulo electrónico y
el captador es una unión filar.
5. Un aparato de radiología dental de acuerdo
con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4,
caracterizado porque comprende un generador de señal que es
capaz de generar, en base a una señal eléctrica analógica desde el
captador, dos señales eléctricas analógicas diferenciadas.
6. Un aparato de radiología dental de acuerdo
con las reivindicaciones 2 y 5, caracterizado porque el
generador de señales está integrado en el captador, asegurando la
unión la transmisión simultánea y en fase de las dos señales
eléctricas analógicas diferenciadas y de la señal de muestreo.
7. Un aparato de radiología dental de acuerdo
con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6,
caracterizado porque el captador comprende un secuenciador
que es capaz de general varias señales de control de la matriz de
píxeles activos y el cual incluye el generador de señal de
muestreo.
8. Un método de tratamiento de señal en un
aparato de radiología dental que comprende un captador intrabucal
ideado para recibir la radiación X (rayos x) que ha pasado a través
de, al menos, un diente, incluyendo las siguientes etapas
realizadas en el captador:
- -
- recepción de radiación X que ha pasado a través de, al menos, un diente,
- -
- conversión de la radiación X recibida en radiación visible,
- -
- transformación de la radiación visible así convertida en, al menos, una señal eléctrica analógica mediante una matriz de píxeles activos.
caracterizado porque la matriz de píxeles
activos es producida utilizando tecnología bicMOS, el método
incluyendo una etapa de generación de una señal de muestreo
sincronizada con, al menos, una de dichas señales eléctricas
analógicas y la cual está ideada para la conversión posterior de, al
menos, una de dichas señales eléctricas analógicas en una señal
digital.
9. Un método de acuerdo con la reivindicación 8,
caracterizado porque comprende una etapa de transmisión
simultánea de las señales en fase de, al menos, una de dichas
señales eléctricas analógicas y de la señal de muestreo a un módulo
electrónico a distancia (remoto) del captador.
10. Un método de acuerdo con la reivindicación
9, caracterizado porque comprende una etapa de conversión
analógico-digital de, al menos, una de dichas
señales eléctricas analógicas en una señal digital en base a la
señal de muestreo.
11. Un método de acuerdo con la reivindicación
10, caracterizado porque la etapa de conversión es realizada
en el módulo electrónico.
12. Un método de acuerdo con una cualquiera de
las reivindicaciones 8 a 11, caracterizado porque la
transmisión es realizada por medio de una unión filar.
13. Un método de acuerdo con una cualquiera de
las reivindicaciones 8 a 12, caracterizado porque comprende
una etapa de generación, en base a una señal eléctrica analógica
desde la matriz, de dos señales eléctricas analógicas
diferenciadas.
14. Un método de acuerdo con las
reivindicaciones 9 y 13, caracterizado porque la etapa de
generación de las dos señales es realizada antes de su transmisión
simultánea con la señal de muestreo.
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