JP2011255192A - 歯科用放射線装置及びそれと共に使用される信号処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】歯科用放射線装置で、ケース中にカプセル化され、電子モジュールで遠隔の処理と表示をする表示ユニットとを備える。
【解決手段】バイポーラＣＭＯＳ技術を用いて生産された能動型ピクセルアレイを有する検出器を備え、Ｘ線を少なくとも一つのアナログ電気出力信号に変換する口内センサと、検出器起動装置を有する電子モジュールであって、モジュール中で生成された検出器起動信号をセンサに伝送し、アナログ電気出力信号を前記モジュールに伝送するために、ワイヤ連結によりセンサに連結され、少なくとも一つのアナログ電気出力信号を少なくとも一つのデジタル出力信号に変換するアナログ／デジタル変換手段を有するモジュールと、少なくとも一つのデジタル出力信号の遠隔の処理と表示をするユニットへの伝送を保障することを目的としたワイヤ連結により電子モジュールに連結された遠隔の処理と表示をする表示ユニットとを備えている。
【選択図】なし

Description

本発明は歯科用Ｘ線透視の分野に関する。

フランス特許第ＦＲ２，５４７，４９５号及びヨーロッパの特許第０，１２９，４５１号に記載された歯科用放射線装置が知られている。

このような装置は、患者の口中にある歯に放射線を放射するＸ線源を備え、この歯を透過したＸ線を受ける口内センサが歯の後ろに置かれる。

このセンサは、
歯を透過したＸ線を可視光に変換する入り口にあるシンチレータと、
変換された可視光をアナログ電気信号に変換し、一方可視光に変換されなかった残留Ｘ線を吸収する電化結合素子（ＣＣＤ）型検出器に、変換された可視光を伝送する光学繊維プレートとを備えている。

この電気信号は、増幅され、離れた位置にある処理と表示をするワークステーションに長いケーブルを介してアナログ形態のまま伝送される。ワークステーションで信号はデジタル化され、表示画面上で見ることのできる画像を生成する。

電荷結合素子検出器を備えたこの種の装置は、例えば約６０ｄＢの高い信号対雑音比（ＳＮＲ）を生成する。

能動画素センサ（ＡＰＳ）がＣＭＯＳ製造技術を用いるＸ線検出器の型が、更に、米国特許第５，９１２，９４２号によって、知られている。

前述の特許では、そこに記載された放射線装置は、
被写体を透過するＸ線源と、
被写体を透過したＸ線を可視光に変換するシンチレータと、
変換された可視光をアナログ電気信号に変換する能動型ピクセルアレイにこの変換された可視光を伝送する光学繊維プレートと
を備えている。

ＣＭＯＳ検出器は信号対雑音比（ＳＮＲ）においてＣＣＤ検出器よりも劣ることが観察できる。

ＣＭＯＳ検出器の信号対雑音比を制限するいくつかの要因が、このように識別された。

これらの要因の中に、ＣＭＯＳ検出器がＸ線に曝露されていないときに検出器の出力に集められる電流として定義できる暗電流が存在する。

暗電流の存在により、信号対雑音比が悪化する。

暗電流の強度が温度の増大と共に相当に増大するという特別な特徴を有し、検出器がその使用中に熱くなるという限りは、それを冷やし及び／又は信号対雑音比を更に劣化させないように、長過ぎる間はそれを動作させないこと忠告できることが注目されるかも知れない。

第二の制限要因は検出器の充填率である。

ＣＣＤ検出器については、充填率は理論１にあり、それは、全画素表面は、Ｘ線を捕捉し、かつＸ線に曝された歯の画像を形成することに寄与し対応する電荷を生成するために用いられるということを意味する。

これに反して、ＣＭＯＳ能動画素検出器では、画素の能動素子は、しかしながら、Ｘ線の捕捉に寄与せずに、画素表面の一部を占める。

画素の一部が充填に十分に寄与しない場合、即ち光子電子転換に寄与しない場合、充填率は１未満であり、そのことは良好な信号対雑音比を得ることを妨害する。

第三の限定要因は、今日、典型的には、歯科用Ｘ線透視センサにとって一般的に用いられる大きさである、２０(３０ｍｍの大きなサイズのモノリシック能動画素配列を作成するためにＣＭＯＳ技術をどのように用いるかを私たちが知らないという事実に起因する。

大きなサイズの能動型ピクセルアレイをＣＭＯＳ技術で得るには、「縫い合わせる」ことにより幾つかのより小さなサイズのサブ配列を共に組み立てることが必要である。

このように得られたアレイによって生成される不均一性により、信号対雑音比が劣化する。

さらに、歯科用Ｘ線透視の分野に特有な条件によって、特に困難な高品質の信号対雑音比で歯科用放射線装置の設計を行わせることに注目すべきである。

特に、人々がＸ線に曝露される限り、使用されるＸ線量はできるだけ低くあるべきで、これらの人々は可能な最短時間のＸ線曝露にすべきである。

ＣＭＯＳ技術Ｘ線検出器が使用される他の分野では、Ｘ線量は歯科用Ｘ線透視における程低いことは要求されず、それにより、検出器出力での、より高い強度信号が可能になる。かくして、より良好な信号対雑音比が可能となる。

また、口内の歯科用Ｘ線透視センサの特別な特徴の人は、患者の口中に置かれるセンサが、患者に引き起こす不快感を制限するために、可能な限り小さくなければならないという事実から生じ、このことにより、センサ中の構成部品の数を減らすことが含意される。

米国特許第５，９１２，９４２号に記載されたＸ線検出器の望ましい実施の形態においては、離れたコンピュータに遅延なく伝送されるべきアナログ出力信号をデジタル化するために、一体式アナログ／デジタル変換器をセンサが備えていることに注意できる。

このような検出器の設計は、患者の口中への装着に必要である小型化に反する。

さらに、アナログ要素であるＣＭＯＳの技術の能動型ピクセルアレイと共にアナログ／デジタル変換器を導入することは追加の雑音源を構成することであり、Ｘ線の最小限の線量の制約に加えて、この追加の雑音源により、検出器の信号対雑音比が悪化させられる。

検出器の信号対雑音比に影響し得る他の雑音の他の言及していない雑音源にも注目できる。

一般に、装置の検出器により齎される信号対雑音比を改良できる新しい歯科用放射線装置とそれに使用される信号処理方法に対する需要が存在する。

既存の歯科用放射線装置を用いると、少なくともある程度解決することが望ましいであろう衛生問題を引き起こすことも明らかである。

このように、外科の手袋をしている歯科医が患者の口中の歯の後ろに、前述の型の検出器の一つを備えた口内センサを置くときは、彼又は彼女は、センサのスイッチをオンして、Ｘ線発生器を始動しなければならない。

これをするために、彼又は彼女は、数メートル離れたところに置かれたコンピュータに行って（このこと自体すでに極めて非実用的である）、次に、センサとプログラムされたインタフェースによるＸ線発生器を始動するためにコンピュータマウスをクリックしなければならない。

しかしながら、このとき、歯科医は患者の唾液によって既に汚染される手袋をしており、唾液は、歯科医が後で別の患者の唾液を含浸した手袋を使用してコンピュータのマウスを扱うとき、交差汚染を引き起こす危険性がある。

このような事態に直面して、歯科医は、マウスを扱う前に手袋を取るか、または使用の後にそれらを消毒しなければならず、それは、どちらの場合も、それらのことを１日に数十回繰り返すときには、急速に煩わしくなる追加的な制約を表す。

他方では、また、歯科用放射線装置をできるだけ小さくする必要があり、特に口内センサと関連するエレクトロニクスに対してはその必要がある。

したがって、本発明は、上記の問題の少なくとも一つを改善することを目的とする。

第一の態様によれば、本発明は、
バイポーラＣＭＯＳ技術を使用して生産された能動型ピクセルアレイを有する検出器を備え、受信したＸ線を少なくとも一つのアナログ電気出力信号に変換する口内センサと、
ケース中にカプセル化され、少なくとも一つの検出器起動装置を備えた電子モジュールであって、該モジュール中で生成された検出器起動信号を前記センサに伝送し、前記少なくとも一つのアナログ電気出力信号を前記モジュールに伝送するために、ワイヤ連結により前記センサに連結され、前記少なくとも一つのアナログ電気出力信号を少なくとも一つのデジタル出力信号に変換するアナログ／デジタル変換手段を有するモジュールと、
前記少なくとも一つのデジタル出力信号の遠隔の処理と表示をするユニットへの伝送を保障することを目的としたワイヤ連結により前記電子モジュールに連結された前記遠隔の処理と表示をするユニットと
を備えたことを特徴とする歯科用放射線装置に関する。

本発明のこの態様によれば、前記電子モジュールは、前記少なくとも一つの検出器起動装置を有し、歯科医が患者に干渉する間操作するために前記検出器に十分に近く、その結果、前記起動装置を手により、あるいは前記モジュールが床に置かれている場合には足を用いて、歯の画像を撮影する目的で前記センサをオンすることを可能にする。

前記起動装置を備えた前記電子モジュールが歯科医の活動範囲の中に位置している限り、このことにより、前記歯科医から実際上数メートル離れた前記処理と表示をするユニットまで彼又は彼女が移動しなくとも済む。

同様に、このことにより、プログラムされたインタフェースによりコンピュータマウスなどのセンサ起動装置を扱うために前記遠隔の処理と表示をするユニットまで前記歯科医が移動しなければならない場合に起こり得る交差汚染の問題が排除される。

前記コンピュータマウスを消毒しなければならないと仮定すると、この追加の消毒動作もまた回避される。

さらに、前記電子モジュールが前記センサに近いことは、比較的短い前記ワイヤ連結（一般に１メートル未満）を使用することができることを意味し、このことは、前記検出器の信号対雑音比を悪化させないことを意味する。

前記起動装置は、画像を撮影する直前又は直後に、同じ衛生状態の制約で、前記歯科医が使用しなければならないかもしれないある機能の遠隔制御をも可能にする。これらの機能の中には、上顎／下顎の位置付けのための画像の回転、コントラストや明度などの表示設定の調節が、網羅的にではなく挙げられる。

本発明のこの態様は実施する上で特に簡単である。

前記ケースは、それが容易に扱われ、清潔にできるように総体的に細長い形をしていることに注目できる。

一つの特徴によれば、前記カプセル化された電子モジュールには、前記装置の使用時に、該カプセル化された電子モジュールが前記センサに吊り下げられるときに患者の口中に該センサを保持できるようにするのに適した重さと大きさを該電子モジュールが有する。

一つの特徴によれば、前記電子モジュールは、前記センサから５０ｃｍ〜２ｍ離れている。

一つの特徴によれば、前記カプセル化された電子モジュールは、前記処理及び表示ユニットより前記センサの近くにある。

一つの特徴によれば、前記少なくとも一つの起動装置は、プッシュボタンである。

一つの特徴によれば、前記各ワイヤ連結はケーブルである。

一つの特徴によれば、前記各ケーブルが前記ケースの中へその端部の一方を挿入されるときに、前記電子モジュールは、それぞれ、前記ケーブルの一本の一端と共に作用して、この対応するケーブルが、該ケーブルに作用する引っ張り動作により、前記ケースから離脱することを防止できる抗引張り装置に嵌合している。

これらの抗引張り装置は、誤接触と予期しない切断の危険を引き起こす場合がある電気コネクタの使用を防ぐ。

一つの特徴によれば、各ケーブルが一束の電線と同軸の鞘を有するとき、前記ケースに挿入される前記各ケーブルの端部の反対側で、前記対応するワイヤの束の部分が、対応する前記抗引張り装置の金属の抗引張り体と共に固められて保持される。

一つの特徴によれば、前記電子モジュールは、縦軸に沿って総体的に細長い形状を有し、縦方向に配列された二つの対向する端部のそれぞれで、前記回路の外側に開いて、縦方向に、強固にされて整列した前記金属抗引張り体と前記対応するワイヤ束の一部とを収納する、軸方向の切り欠きで、前記金属抗引張り体がこの縦方向に離脱するのを防止するように配列されている切り欠きを有する印刷回路の形状になる。

一つの特徴によれば、前記各金属抗引張り体は、該金属抗引張り体に固定されているワイヤ束部分に平行な方向と対向するように嵌合部材を有し、前記嵌合部材は、対応する切り欠きの縦方向に対向するように設けられた相補的な嵌合部材と作用する。

一つの特徴によれば、抗引張り体と共に強固にされた前記各ワイヤ束の各部分は、円筒形のドラムと共に強固にされて保持され、この円筒形のドラムは、一方では、前記抗引張り体を囲み、他方では、前記対応する抗引張り体と共に強固にされている。

一つの特徴によれば、抗引張り体と共に強固にされた前記各ワイヤ束の各部分は直接的又は間接的に前記抗引張り体に溶接される。

一つの特徴によれば、二つの金属の半殻が、前記印刷回路基板の両側に配置されて、一緒に組み立てられ、該印刷回路基板を固定する。

これらの半殻は前記電子モジュールを機械的に保護する。

一つの特徴によれば、前記ケースに、カバーを形成する少なくとも二つのプラスチック部品があり、一緒に組み立てられ、前記電子モジュールをカプセル中に入れる。

一つの特徴によれば、前記ケースに、消毒することができる外部表面がある。

一つの特徴によれば、前記外部表面の形は、汚れが被覆することを防ぐように設計されている。

一つの特徴によれば、前記外部表面は防滴形である。

一つの特徴によれば、前記電子モジュールと前記処理と表示をするユニットとの間の前記ワイヤ連結は、規格ＵＳＢ２．０に従うか、又は上記の規格のものより大きい伝送速度を可能にすることもできる。

一つの特徴によれば、前記センサには、歯を透過した前記Ｘ線を可視光に変換することができるＸ線変換器がある。

一つの特徴によれば、前記能動型ピクセルアレイを有する前記バイポーラＣＭＯＳ検出器は、前記Ｘ線の変換により生じた前記可視光の少なくとも一部を少なくとも一つのアナログ電気出力信号に変換することができる。

第２の態様によれば、本発明は歯科用放射線装置に関し、該歯科用放射線装置は、少なくとも１本の歯を透過したＸ線を受けることを目的とする口内センサを備えたことを特徴とし、該センサは、
Ｘ線／可視光変換器、
半導体材料で作られた基板上にバイポーラＣＭＯＳ技術を使用して生産された能動型ピクセルアレイを備えた検出器と、
前記能動型ピクセルアレイを制御する数個の制御信号を生成することのできるシーケンサであって、前記アレイと同じ基板上に一体化されたシーケンサと
を有する。

前記シーケンサを前記アレイと同一のシリコンチップ上で補う電子装置中にではなく一体化することにより、前記シーケンサと前記アレイとを動作させるのに必要な電気信号の数と前記センサの外部から受信しなければならない電気信号の数とが減少し、生成されるべき外部信号がより少ないので、このことが特に有利である。

したがって、これにより、これらの信号がそれらの伝送中に汚染される危険性が減少でき、このことは、前記検出器の信号体雑音比を悪化させないことに寄与する。

さらに、前記アレイと同一のシリコンチップ上に前記シーケンサを一体化することにより、最小の大きさの検出器と、製造の簡易化された電子インタフェースが実現できる。これらのことは該シーケンサが独立の構成部品である場合には実現できなかったであろう。

一つの特徴によれば、前記シーケンサは、前記生成された制御信号が基づいている、少なくとも一つの前記センサに対して外部の信号を受信できる。

このようにして、例えば、前記シーケンサは、前記アレイの内部信号の大半が由来する単一のクロック信号を受信できる。

一つの特徴によれば、前記装置は、前記センサから独立していて、前記生成された制御信号が基づく前記少なくとも一つの前記センサに対して外部の信号を生成することのできる電子モジュールを有する。

一つの特徴によれば、前記装置は、前記電子モジュールと、前記少なくとも一つの外部信号の伝送のための前記センサとの間に、連結を有する。

前記モジュールから前記センサまで伝送される信号の数は、前記シーケンサの組織のために、合理的な状態にあることが有利である。

一つの特徴によれば、前記連結はワイヤ連結である。

第三の態様によれば、本発明は、バイポーラＣＭＯＳ技術を用いて製造された能動型ピクセルアレイを有する口内センサを備えた歯科用放射線装置中の信号処理方法に関し、
Ｘ線に曝露された前記アレイの前記ピクセルに保たれているデータ値をサンプリングするステップと、
前記ピクセルのサンプリングされた前記データ値に基づいて少なくとも一つのセンサアナログ出力信号を生成するステップと、
前記少なくとも一つのセンサアナログ出力信号を一つのデジタル出力信号へ変換するステップと、
前記アナログ出力信号、又は前記アナログ出力信号の一つに補正を適用して、前記アレイの種々の暗電流による全てのドリフトの補償を前記デジタル出力信号中で行うステップと
を備えたことを特徴とする。

これに関連して、本発明は、
バイポーラＣＭＯＳ技術を用いて製造された能動型ピクセルアレイを備え、該アレイによって受信されたＸ線を少なくとも一つのアナログ出力信号に変換する検出器を有する口内センサを備えたことを特徴とする歯科用放射線装置をも目標とし、該歯科用放射線装置は、
前記少なくとも一つのアナログ出力信号を一つのデジタル出力信号に変換するためのアナログ／デジタル変換器と、
前記アナログ出力信号、又は該アナログ出力信号の一つの補正に適用して、前記アレイ中の前記暗電流の前記変動による全てのドリフトを前記デジタル出力信号中で補正する信号補正器と
を備えている。

本発明のこの態様によれば、前記補正されたアナログ信号の引き続く変換により得られた前記デジタル出力信号中で、前記アレイ中の前記暗電流の前記変動による全てのドリフトが補正されるように、前記センサにより送出された前記アナログ出力信号に補正がなされる。

前記アレイの動作時間中に特に加熱により前記暗電流が増大したとき、ずっと保持されるアナログの鎖を最適に調節することが可能となる。

本発明のこの態様は、検出器の信号対雑音比を悪化させる読み取り雑音が生じる可能性のある、前記アレイの過度に加速された読み取りを防止する。

一つの特徴によれば、前記補正の適用ステップは、前記アレイのピクセルが何の放射線にも曝されていないとき、該アレイのピクセルの上でサンプリングされた前記データ値から発生する補正信号の少なくとも一つの値を考慮に入れる。

一つの特徴によれば、前記補正信号は、放射線に対する二つのアレイ露出位相の間で生成される。

一つの特徴によれば、前記補正信号は時間がたつにつれて定期的に、または不規則にさえ生成される。

一つの特徴によれば、この方法は、前記補正適用のステップの前に、補正及びセンサ出力アナログ信号の生成とアナログ／デジタル変換とのステップを有する。

一つの特徴によれば、この方法は、前記デジタル補正信号の少なくとも一つの値を、前記アナログ出力信号又は前記アナログ出力信号の一つに適用されるアナログ補正信号に変換するステップを有している。

一つの特徴によれば、この方法は、二つの対称アナログ出力信号に基づく単一のアナログ出力信号を生成するステップを有する。

一つの特徴によれば、この方法は、前記二つの信号の一方に補正を施すステップに引き続いて、該二つのアナログ出力信号に基づく単一のアナログ出力信号を生成するステップを有する。

一つの特徴によれば、二つのアナログ出力信号に基づいて単一のアナログ出力信号を生成する前記ステップは、該二つのアナログ出力信号の加算ステップである。

単一の信号を生成することは、例えば、アナログ／デジタル変換器で行われることに注目できる。

一つの特徴では、前記アナログ出力信号又は前記アナログ出力信号の一つに補正を施す前記ステップは、前記ＣＭＯＳ能動型ピクセルアレイの前記暗電流の前記時間と、このアレイを用いる継続時間とに関する変動の法則に従って調節される。

一つの特徴によれば、この方法は、前記少なくとも一つのアナログ出力信号の、前記センサから離れた電子モジュールへの伝送ステップを有し、前記変換及び補正を施すステップは前記離れたモジュールで行われる。

一つの特徴によれば、前記アレイのピクセルの読み取りを、該アレイを十分に速く読み取ることができ、前記検出器の信号対雑音比を悪化させるのを避けられるが、速過ぎて何らかの読み取り雑音を生じないような速度に調節することが望ましい。

一つの特徴によれば、この方法は、前記離れた電子モジュールから離れた信号処理と表示をするユニットへ補償されたデジタル出力信号を伝送するステップを有する。

一つの特徴によれば、前記伝送は、少なくとも規格ＵＳＢ２．０のものと等しい伝送速度を可能にするワイヤ連結を使用することで実行される。

一つの特徴によれば、この方法は、少なくとも一本の歯を透過したＸ線を前記センサにより受信する事前のステップを有する。

一つの特徴によれば、この方法は、受信したＸ線を可視光へ変換して、前記アレイのピクセルを可視光に曝露させる、後のステップを有する。

第四の態様によれば、本発明は、少なくとも一本の歯を透過したＸ線を受けることを目的とした口内センサを備えたことを特徴とする歯科用放射線装置に関し、前記センサは、
可視光変換器へのＸ線と、
バイポーラＣＭＯＳ技術を使用して生産された能動型ピクセルアレイを備え、このようにして変換された可視光を少なくとも一つのアナログ電気信号に変換する検出器と、
前記少なくとも一つのアナログ電気信号と同期して、後に前記少なくとも一つのアナログ電気信号をデジタル信号に変換するためのサンプリング信号の発生器とを備えている。

これに関連して、本発明は、少なくとも一本の歯を透過したＸ線を受けることを目的とする口内センサを備えた歯科用放射線装置における信号処理方法を目標とし、前記センサ中で、
少なくとも一本の歯を透過したＸ線の受信と、
受信したＸ線の可視光への変換と、
バイポーラＣＭＯＳ技術を使用して生産された能動画素配列によって、このようにして変換された前記可視光の少なくとも一つのアナログの電気信号への変換と、
前記少なくとも一つのアナログ電気信号に同期して、該少なくとも一つのアナログ電気信号のデジタル信号への後の変換のためのサンプリング信号の生成と、が行われることを特徴とする。

本発明のこの態様によれば、前記検出器により供給された前記アナログ信号と同期したサンプリング信号を生成するという事実は、前記検出器のアナログ信号と同期したサンプリング信号を、前記アナログ信号の後のアナログ／デジタル変換の目的のために同時に伝送することを可能とするであろう。

これらの二つの信号を同時に伝送することによって、伝送中のこれらの信号の一つに悪影響を及ぼす全ての外乱及び／又は位相差は、他の信号に必然的に悪影響を及ぼし、補償することができるであろう。

さらに、その変換のために、前記アナログ信号をサンプリングするのに必要な前記クロックが、前記オフセット変換器でそれに従って局所的に生成される技術よりも、本発明のこの態様は実行するのが簡単であるので、有利である。実際、前記クロックは予め生成され、その伝送の間前記アナログ信号に悪影響を与える種々の遅延を考慮しなければならず、これらの遅れが時間とともに変化する場合に問題となり得る。

これに反して、本発明のこの態様によれば、遅延とその時間の経過に伴う変化がどのようなもので配列、それらが両信号に悪影響を及ぼすときに、それらが補償可能であるのは自明である。

本発明による信号処理方法は、したがって、従来例よりもより信頼できる。

一つの特徴によれば、前記装置は、
前記センサから離れた電子モジュールと、
前記少なくとも一つの電気信号と前記サンプリング信号とを同期して同相で伝送するための、前記電子モジュールと前記センサの間の連結と
を有する。

一つの特徴によれば、前記電子モジュールは、前記少なくとも一つの前述のアナログ電気信号を前記サンプリング信号に基づいて一つのデジタル信号に変換するためのアナログ／デジタル変換器を備えている。

一つの特徴によれば、前記電子モジュールと前記センサとの間の連結はワイヤ連結である。

一つの特徴によれば、前記装置は、前記検出器からの一つのアナログ電気信号に基づいて二つの異なるアナログ電気信号を生成させることのできる信号発生器を備えている。

これらの二つの異なる信号の伝送により、前記連結に生じて両信号に悪影響を及ぼす外乱を後で補償することが可能になる。

一つの特徴によれば、前記信号発生器は前記センサ中に一体化され、前記連結は、前記二つの異なるアナログ電気信号とサンプリング信号との同期及び同相の伝送を可能にする。

一つの特徴によれば、前記センサは、幾つかの能動型ピクセルアレイ制御信号を発生させることができて、サンプリング信号発生器を有するシーケンサを備えている。

一つの特徴によれば、前記アレイのピクセルの読み取りは、該アレイを十分に速く読み取ることができ、前記検出器の信号対雑音比を悪化させるのを避けられるが、速過ぎて何らかの読み取り雑音を生じないように調節された速度ですることが望ましい。

第五の態様によれば、本発明は、バイポーラＣＭＯＳ技術を用いて製造された能動型ピクセルアレイを有する検出器を有する口内センサを備えた歯科用放射線装置中の信号処理方法に関し、ピクセルは行と列に配置され、
前記アレイの各行の選択と、
選択された各行に対する、放射線に曝露された各ピクセルに保たれているデータ値のサンプリングと、
前記アレイのピクセルに対する前記サンプリングされたデータ値から読み出した信号の生成と、
入力基準信号（ブラックイン）の前記検出器の入力での適用と、
前記アレイの読み取り信号と、前記検出器の固有電子ドリフトを表し、前記検出器の入力に印加された入力基準信号に基づいて前記検出器の出力で得られる出力基準信号（ブラックレフ）とからの出力信号の生成と、を行うことを特徴とする。

これと共に、本発明は、バイポーラＣＭＯＳ技術を用いて製造された能動型ピクセルアレイを有する検出器を有する口内センサを備え、前記ピクセルは行と列に配列され、
前記アレイの各行を選択するための手段と、
各選択された行に対して、放射線に曝露された各ピクセルにより保持されるデータ値をサンプリングするための手段と、
前記アレイのピクセルに対して前記サンプリングされたデータ値に基づいて読み取り信号を生成するための手段と、
前記検出器の入力に入力基準信号を印加するための手段と、
前記アレイの読み取り信号と、前記検出器の固有電子ドリフトを表し、該検出器の入力に印加された前記入力基準信号に基づいて該検出器の出力で得られる出力基準信号（ブラックレフ）とから出力信号を生成するための手段と、を供えたことを特徴とする歯科用放射線装置をも目標とする。

本発明のこの態様によれば、前記検出器の固有電子ドリフトを表す基準信号を用いることにより、前記検出器の製造に特有のドリフト（製造中のバラつき）で検出器毎に変化するドリフトに対して、前記検出器の出力信号の補償ができる。

このように、前記検出器により供給される信号対雑音比は、前記従来例に対して供給された技術に比べて改善されている。

一つの特徴によれば、前記アレイの読み取り信号と出力基準信号（ブラックレフ）との間の差を形成することにより、出力信号が生成され、このことにより、上記ドリフトに対応できる。

一つの特徴によれば、選択された各アレイの行に対して、第一のサンプリングステップの後で、この方法は、各ピクセルをリセットした後で取得したデータ値をサンプリングするステップを有する。

一つの特徴によれば、この方法は、前記二つのサンプリングステップの間に、リセット信号を各選択した行に印加するステップを有する。

一つの特徴によれば、前記アレイ読み取り信号は、前記アレイのピクセルにより保持されたデータ値間の差を取ることにより生成され、前記サンプルピクセルの各サンプリング後にそれぞれ取得される。

一つの特徴によれば、前記入力基準信号はＤＣ電圧である。

一つの特徴によれば、この方法は、前記センサから離れた電子モジュールに由来する入力基準信号を受信するステップを有する。

一つの特徴によれば、前記第一のサンプリングステップより前に、一本の歯を透過したＸ線を変換して得られた可視光に前記ピクセルアレイが曝露される。

一つの特徴によれば、生成された出力信号は、アナログ出力信号である。

一つの特徴によれば、前記アナログ出力信号は前記センサにより送出される。

一つの特徴によれば、この方法は、前記アナログ出力信号をデジタル出力信号に変換するステップを有する。

一つの特徴によれば、この方法は、前記出力信号を前記センサから離れた電子モジュールに伝送するステップを有する。

一つの特徴によれば、前記変換ステップは、前記電子モジュール中で行われる。

一つの特徴によれば、前記アレイのピクセルの読み取りを、該アレイを十分に速く読み取ることができ、前記検出器の信号対雑音比を悪化させるのを避けられるが、何らかの読み取り雑音を生じる程には速くない速度に調節することが望ましい。

第六の態様によれば、本発明は、バイポーラＣＭＯＳ技術を使用することで製造される能動型ピクセルアレイを有する口内センサを備えた歯科用放射線装置中の信号処理方法に関し、前記ピクセルは列と行に配列され、放射線に曝露された前記アレイのピクセルにより保持されるデータ値から生成されたアナログ出力信号を前記センサが送出し、少なくとも一つのアレイの列のピクセルが光学的に不活性であり、この方法は、
アナログ出力信号のデジタル出力信号への変換と、
一のアレイの行の光学的に不活性な各ピクセルに由来する一以上のデータ値に関するデジタル出力信号中での読み取りと、
２行の各行に関連するピクセルは数が等しく、かつ同じ列に配置されている、少なくとも一つの隣接した行の光学的に不活性な各ピクセルに由来する一以上のデータ値の前記デジタル出力信号中での読み取りと
一行の不活性なピクセルに対してそれぞれ読み取ったデータ値と、前記少なくとも一つの隣接する行の不活性なピクセルに対してそれぞれ読み取られたデータ値との比較と、
前記比較に用いた行の一つの全てのピクセルのデータ値の出力信号における何らかの変更についての、前記比較の結果に応じた決定の遂行と、を行うことを特徴とする。

これと共に、本発明は、バイポーラＣＭＯＳ技術を使用することで製造される能動型ピクセルアレイを有する口内センサを備えた歯科用放射線装置をも目標とし、前記ピクセルは列と行に配列され、放射線に曝露された前記アレイのピクセルにより保持されるデータ値から生成されたアナログ出力信号を前記センサが送出し、少なくとも一つのアレイの列のピクセルが光学的に不活性であることにより特徴付けられ、本装置は
前記アナログ出力信号をデジタル出力信号に変換するための手段と、
一のアレイの行の光学的に不活性な各ピクセルに由来する一以上のデータ値をデジタル出力信号中で読み取るための手段と、
２行の各行に関連するピクセルは数が等しく、かつ同じ列に配置されている、少なくとも一つの隣接した行の光学的に不活性な各ピクセルに由来する一以上のデータ値を前記デジタル出力信号中で読み取るための手段と、
前記一行の不活性なピクセルに対してそれぞれ読み取ったデータ値と、前記少なくとも一つの隣接する行の不活性なピクセルに対してそれぞれ読み取ったデータ値とを比較する比較器と、
前記比較に用いた行の一つの全てのピクセルのデータ値の出力信号における何らかの変更についての決定をすることのできる決定遂行手段と
を有する。

この態様によれば、前記センサのデジタル出力信号は、必要な場合には、一以上のアレイの行のピクセルからのデータ値を補正することにより、前記画像上で特に目に付く方法で後者の信号対雑音比を悪化させるかもしれない、前記信号中の追加のドリフトを導入することを防止する。

確かに、この悪化は、行毎に変化する平均雑音値による前記画像の水平縞により示されるであろう。

一つの特徴によれば、互いに比較されたデータ値が行毎に異なっているとき、この方法は、前記アレイの隣接行の各ピクセルのデータ値の前記出力信号中での変更ステップを有する。

このことにより、対応する行のピクセルの平均レベルの再調整が可能となる。

一つの特徴によれば、アレイの行が二行ずつ比較される。

一つの特徴によれば、二つの連続したアレイの行が比較されるとき、変更は２番目の行のピクセルのデータ値に適用される。

一つの特徴によれば、この方法は、
第一のアレイの行の能動ピクセル中にそれぞれ光学的に不活性のピクセルの数ｍに由来するデータＳｉ（ｎ）、ｉ＝１〜ｍ、の読み取りと、
前記アレイの次の行である第二の行の光学的に不活性のピクセルの数ｍにそれぞれ由来するデータ値Ｓｉ（ｎ＋１）の読み取りと、
前記第一行及び前記第二行のそれぞれに対して、各行の各データ値Ｓｉ（ｎ），Ｓｉ（ｎ＋１）から取得した平均値バーＳ（ｎ），バーＳ（ｎ＋１）の決定と、
前記平均データ値バーＳ（ｎ）とバーＳ（ｎ＋１）の互いの比較と、
前記第二の行の全てのピクセルのデータ値の出力信号における、前記比較の結果に応じたなんらかの変更に関する決定の遂行と、を行うことを特徴としている。

一つの特徴によれば、比較された平均データ値が互いに異なるとき、この方法は、前記第二の行の平均データ値バーＳ（ｎ＋１）を前記第一の行の平均データ値バーＳ（ｎ）に合わせるために、前記平均データ値Ｓ（ｎ）及びバーＳ（ｎ＋１）間の差をこれらのデータ値のそれぞれに割り当てることにより、前記第二行の各ピクセルのデータ値の変更ステップを有する。

一つの特徴によれば、この方法は、前記データ値を読み取るステップの前に、前記センサから離れた電子モジュールにアナログ出力信号を伝送するステップを有する。

一つの特徴によれば、アナログ出力信号の変換ステップは、前記電子モジュールで行われる。

一つの特徴によれば、この方法は、少なくとも一本の歯を透過したＸ線の前記センサによる受信の事前ステップを有する。

一つの特徴によれば、この方法は、受信したＸ線の可視光への変換の後ステップを有し、前記アレイのピクセルが可視光に曝露される。

一つの特徴によれば、前記アレイのピクセルの読み取りは、前記検出器の信号対雑音比を悪化させるのを回避するのに十分に高速で、何らかの読み取り雑音が導入される程には速くなく前記アレイを読み取るように調節した速度で行われることが好ましい。

他の特徴と利点が、非制限の例としてのみ及び添付の図面に関して与えられた以下の記載の間に明らかとなるであろう。
図１ａは、一本の歯の画像の撮影間の本発明による歯科用放射線装置の部分的な概略図で、図１ｂは、３個のトランジスタとフォトダイオードとを使用した能動画素の従来の表現を説明する図である。 本発明に従って、図１ａの表現を完成させる歯科用放射線装置の部分的な概略図である。 図１ａ及び図２に表された検出器２２の一般的な概略図である。 検出器の出力基準信号（ブラックレフ）の生成を説明する概略回路である。 図３の回路７６で行われる二重サンプリングの前後のＳ−Ｒ信号の比を説明する図である。 図３の回路７６で行われる二重サンプリングの前後のＳ−Ｒ信号の比を説明する図である。 図７ａ及び７ｂはそれぞれ図３の回路７９の入出力信号の比を表す図、図７ｃはサンプリング信号Ｓａｍｐｌｅ−ｃｌｋの比を表す図、図７ｄはサンプリング信号を用いたビデオ信号のアナログ／デジタル変換を概略的に表す図、図７ｅ〜図７ｇは、暗電流の変化を補償するためにアナログ信号Ｖ−に適用された補正を連続的概略的に説明する図、図７ｈはビデオ信号で得られた濃度値の暗電流補償の利点を示す図である。 図２の中央演算処理ユニット４４で実行されるコンピュータプログラムのアルゴリズムである。 本発明に従った歯科用放射線装置の取り外せる部分の一般的な概略図で配置された状態で表される。 一本の歯の画像を撮影する間の本発明に従った歯科用放射線装置の状況図である。 電子モジュール３２、その抗引張り装置及び金属保護具半殻の分解図である。 電子モジュール３２中の金属抗引張り体と、関連するケーブルとの取り付けを示分解斜視図である。 抗引張り体と、関連するケーブルとを備えた電子モジュールの一端部の部分概略図である。 ケース１８０の中に収容された種々の要素の分解斜視図である。 図１４で表された端部鞘の一つの部分概略図である。 一度組み立てられた図１４の種々の部品の概略斜視図である。

図１ａに表すように、Ｘ線の歯科用放射線装置１０は患者の口の外に置かれたＸ線源１２と患者の口内の歯１６の後ろに置かれ、歯を透過したＸ線を受信できる口内放射線センサ１４とを備えている。

センサ１４は、放射線の伝播順に、歯を透過したＸ線を可視光に変換するシンチレータ１８と、一方では、シンチレータにより受信され、可視光に変換されなかったＸ線の一部を吸収用の金属粒子を含み、他方では、このように変換された可視光を検出器２２に伝える光学繊維プレート２０とを備えている。この検出器は、セラミック基板２４に取り付けられて、ガラス繊維からの可視光を一つ以上のアナログ電気信号に変換する。

センサ１４の種々の構成部品は、例えば接着することにより一緒に組み立てられる。

シンチレータ１８は、例えば、ガドリニウム酸硫化物から作られている。

あるいは、シンチレータ１８は、沃化セシウム、ルテチウム結晶又はＸ線を可視光に変換する特性を持っている全ての元素から作ることができる。

光学繊維プレート２０は、例えば、同業者信用照会先４７Ａを有するショット（ＳＣＨＯＴＴ）又は同業者信用照会先ＸＲＳを有するハママツ（ＨＡＭＡＭＡＴＳＵ）により販売されている。

バイポーラＣＭＯＳ検出器２２は、バイポーラＣＭＯＳ製造技術、すなわち、ＮＭＯＳトランジスタとＰＭＯＳトランジスタの両方、を使用する、反受動画素検出器としての、ＡＰＳ型検出器（能動画素センサ）である。バイポーラＣＭＯＳ検出器の更に詳しい内容は、例えば文書ＥＰ ０ ８５８ １１１を引用できる。

能動画素は感光画素要素上に集められた電荷の増幅手段を一体化する。

能動画素により保持された増幅された電荷は、以下では「データ値」と呼び、画素によって得られた光量を表わす。

図２中に表されたバイポーラＣＭＯＳ検出器２２は、バイポーラＣＭＯＳ製造技術に従ってシリコン基板２８上に製造されたチップであり、同一基板上に一体化された能動型ピクセルアレイ２６及びシーケンサ３０を有する。

画素構造は、例えば、３個のトランジスタＴ１，Ｔ２，Ｔ３及びフォトダイオードＰを用いた図１ｂに示される既知の構造である。

フォトダイオードは、ピクセルの充填率を最適にするのに適した形状を有しながら、光子の衝撃により該フォトダイオードで発生する電荷の十分なチャネリングを補償することが望ましい。

確かに、フォトダイオードの形は、ピクセルを一つずつ信頼性を保ちながら分離して、一つのピクセルで生じた電荷が隣接するがその一つに集められてしまうこと（漏話）を防止できなければならない。

しかしながら、フォトダイオードの形は、充填率が減少するのを防ぐために、ピクセルの表面積の多すぎる部分を占有してはならないことに注意すべきである。

シーケンサ３０は、いくつかの制御信号を生成してアレイを制御することができる。

このことをするために、シーケンサは、センサの外部の一以上の信号を受信し、それに基づいて種々のアレイ制御信号が生成される。

放射線装置１０は、センサ１４、したがって図２の検出器２２、から離れ、ケーブルであるワイヤ連結３４によりこのセンサに連結された電子モジュール３２を備えている。

例えば、ケーブルは、マルチワイヤ、またはマルチストランド、型のものであり、高周波信号（クロック、ビデオ等）は、接地した組み紐によりシールドされた組み立て品を有する同軸ケーブルにより選択的に伝送することができる。

上記の外部信号が電子モジュール３２で生成され、ケーブル３４を用いて検出器２２、特に後者のシーケンサ３０に伝送される。

外部信号のうちの１つは、例えば、単一のクロック信号Ｃｌｋ−Ｘであり、例えば、１２ＭＨＺの周波数を持っていて、アレイ２６の動作に必要な多くの内部の信号がシーケンサによりそれから生成される。

シーケンサを検出器２２中に配置して、電子モジュール３２中には配置しないことは、このモジュール３２に由来する単一のクロック信号を含む限定された数の信号の信号伝送が十分であるので、特に有利である。

確かに、万一シーケンサが電子モジュール３２の中に配置された場合には、ケーブル３４によって、アレイ制御用の非常に多くの信号を伝送することが必要となり、このことは、特にケーブル中を伝送される種々の信号間に生じる漏話のために、追加の雑音を生じるであろう。

このようにして、シーケンサを検出器２２中、特に配列同じ基板上、に配置すると、検出器の信号対雑音比を改善できる。

同じ方法で、ケーブルの中を走るワイヤの数も縮小され、それにより、アレイを動作させるのに必要な多くの制御信号を後者が運ばなければならない場合より多くの可撓性ケーブルを使用できる。

さらに、このことは、センサを口内の歯の後ろに置くときに、患者の口にケーブル３４が残る限り有利であり、したがって、患者に引き起こされる不便を最小にするために、できるだけ可撓性の高いケーブルを備えることが必要である。

アレイと同じ基板上にシーケンサを一体化することにより、検出器の全体の大きさ、ひいてはセンサの大きさ、を小さくすることができ、このことは、口内センサにとって主要な要求である。

確かに、検出器のチップとは別に全く別の構成部品として生産されたシーケンサは、必然的に、よりかさばったセンサ、したがって患者のためのより不便なセンサを導くであろう。

シーケンサによって生成される信号の数の縮小は、それをそれほどかさばっていないようにする傾向がある。

電子モジュール３２は、患者あるいは歯科医にさえ不便を感じさせないように、少なくとも５０ｃｍのセンサから離れ、後で詳しく説明する理由により、センサから最大で約２ｍ離れて置かれることに注意できる。

また、以下に示すように、一以上のアナログ出力信号がセンサ中で生成され、ケーブル３４を用いて電子モジュール３２に伝送され、そこで幾つかの処理を受ける。

特に、モジュール３２は、二つの増幅ユニット３６及び３８を有し、各増幅ユニットは、それが入力で受信するアナログ出力信号のうちの一つ及び二つの以前に言及された信号を増幅し、モジュール３２は、二つの上述した信号の濾波ユニット４０を有する。

選択的に、ユニット４０は、濾波機能に加えて、二つの出力信号に基づいた単一のアナログ出力信号を生成するように設計できる。

そして、濾波されたアナログ出力信号は、アナログ／デジタル変換器４２中でデジタル信号に変換される単一のアナログ信号中に加えられ、中央演算処理ユニット４４に伝送される。

中央演算処理ユニット４４は、特に、クロック４８、マイクロプロセッサ５０及びメモリ５２を有する。

この処理ユニット４４は、とりわけ、しかし排他的でなく、検出器を、待機期間に対立するものとして、動作モードにする動作をし；以下に説明する出力インタフェース６０へデジタル化された信号を向け；例えば、検出器２２のアレイ２６の欠陥のある素子のリスト又は検出器のシリアル番号を含むことを目的とするメモリ５２を管理し；デジタル化されたビデオ信号中でＸ線の存在又は不存在のデータ特徴を捜し；そして、後述する起動装置１００を管理する。

中央演算処理ユニット４４に由来するデジタル補正信号を用いて、ユニット３８により増幅されたアナログ信号の一つに適用された補正は、デジタル／アナログ変換器４６によってアナログ補正信号に変換され、そしてユニット３８に印加されることも注目できる。

ユニット３８は、減算増幅器の機能を行う。

放射線装置１０は、更に、電子モジュール３２から離れ、例えばケーブルであるワイヤ連結５６により後者に連結された処理と表示をするユニット５４を有する。

処理と表示をするユニット５４は、例えばコンピュータであり、このコンピュータは、センサ１４の出力信号を受信する。この出力信号は、適切な画像処理を電子モジュール３２の上で実行するために、電子モジュール３２中で一度デジタル化され処理されている。この適切な画像処理は、当業者には知られたものであり、図１の歯１６の画像を表示画面５８上で見ることができるようにするものである。

規格ＵＳＢ２．０に従ったインタフェース６０は、ユニット４４の出力、並びにシリアルバスＵＳＢ２．０及び（図示しない）離れたコンピュータ４６中の対応するインタフェースに設けられ、その結果、モジュール３２によって送出された信号は、高速、例えば約４８０Ｍｂｐｓ、で遠隔のコンピュータ５４に伝送される。

このようなインタフェースの使用は、このようにＣＭＯＳ２２検出器によって供給され、モジュール３２によって処理されるデータのコンピュータへの高速伝送を可能にする。

このインタフェースの使用は、バイポーラＣＭＯＳ検出器２２のアレイにより集められたデータをサンプリングするために、例えば１２ＭＨｚの高周波クロック信号の使用に特によく適しており、すなわち、それらのコンピュータへの伝送の前にデータを格納するためのバッファメモリを使用する必要がない。

確かに、このクロック信号周波数は、一方では、アレイのサンプリングの開始及び終了の間に暗電流の増加を齎す、アレイをサンプリングするには低すぎる周波数と、他方では、付加的な読み取り雑音を生成し、検出器の出力信号を妨害する、高すぎる周波数との間のよい中間の値を表している。

確かに、時間の経過による検出器中の暗電流の成長に結びついた制約が与えられた場合、アレイのピクセルを比較的高い周波数でサンプリングしなければならず、このことは、規格ＵＳＢ１によって許された伝送速度両立できない。

ケーブル５６のＵＳＢ２バスは、ユニット５４に伝送されるデジタル化した画像信号と、電子モジュール３２の回路６２中の清掃に続いてＣＭＯＳ検出器を動作させるように作用する単一の電圧信号６１を運ぶことに注意すべきである。

確かに、バイポーラＣＭＯＳ検出器は、４〜５の異なる電圧レベルと多くのクロックを生成しなければならない電荷結合検出器（ＣＣＤ）とは異なり、例えば５Ｖの単一の電力供給電圧とＴＴＬ制御レベルとを用いて動作する。

種々の電圧レベルの生成が、センサの正確な動作を妨害する追加的な雑音の発生を引き起こし、この現象が、本発明による装置によりこのように回避されることが注目されるべきである。

回路６２は、ある程度まで、ＵＳＢ２バスにより供給された電力電圧をきれいにし、それを安定させることによりこのバスの５Ｖの変化に対処するＤＣ−ＤＣ変換器である。

例えば中央演算処理ユニット４４による使用のために、変換器６２によって生成されたＤＣ電圧が連続的であり得るか、又は例えば口中での使用期間中だけ電力が供給される検出器２２による使用のために、該ＤＣ電圧がスイッチングされることにも注目できる。このスイッチングは中央演算処理ユニット４４によって行なわれる。

ワイヤ連結５６上のデータ伝送速度は、バッファメモリを用いることを必要としないで迅速にアレイ２６を空にすることができるために、規格ＵＳＢ２．０によって設けられたデータ伝送速度に少なくとも等しくなければならないことに注目できる。

図３は、検出器のチップの共通基板２８上の能動型ピクセルアレイ２６とシーケンサ３０の配列をより詳細な方法で表している。

アレイ２６は、アレイの行Ｌ₁，Ｌ₂，Ｌ₃・・・Ｌ_n・・・，Ｌ_Nの選択を導きリセットするための回路７０に連結されている。

クロックと同期信号とにより制御されるシフトレジスタの回路７２により、行選択とリセットの連続動作のために回路７０が制御されることが可能になる。

また、配列は、配列により捕捉された画像データを出力増幅回路７６上で多重化する、アレイの列Ｃ₁，Ｃ₂，Ｃ₃・・・，Ｃ_n・・・，Ｃ_Iの増幅回路７４に連結されている。

アレイの列シフトレジスタの回路７８は、回路７４の制御、特に、各アレイの行のピクセルの読み取りを導くために設けられている。

上述したように、この検出器は、電子モジュール３２から数個の信号、特に、それから全ての内部信号を導出する信号Ｃｌｋ−Ｘ，Ｃｌｋ−ｙ及びＳｙｎｃ−ｙを受信する。

信号Ｃｌｋ−Ｘは、列シフトレジスタを導くように動作し、シーケンサ３０が全ての信号、特にアレイ制御信号をそれから生成する主クロック信号を構成する、例えば、１２ＭＨＺのクロック信号である。

制御信号Ｓｙｎｃ−ｙは、アレイの読み取りを初期化する動作をする。

信号Ｃｌｋ−ｙは、回路７２を制御する行シフトレジスタの制御信号である。

アレイによって得られた画像データの読み取りは以下の通り行われる。

信号Ｃｌｋ−ｙと同時に印加された信号Ｓｙｎｃ−ｙはアレイの行のシフトレジスタを初期化し、アレイの最初の行の選択を引き起こす。

シーケンサ３０で発生するアレイの最初の列の最初の選択信号は、例えば、クロック信号Ｃｌｋ−ｙの立ち上がり領域で始動させられ、アレイの最初の行の選択を制御する。

信号Ｃｌｋ−Ｘの適用は、検出器の出力にビデオ信号(出力信号)の出現を引き起こすであろう。

信号Ｃｌｋ−ｙだけの適用はアレイの次の行の選択を引き起こすであろう。

このことは、すべての行が読み取られ、次に、信号Ｓｙｎｃ−ｙとＣｌｋ−ｙの組み合わせが再びアレイの最初の行を選択するために再び適用されるまで継続する。

このようにして考えられた選択された行に対して、放射線に曝露された行のピクセルのそれぞれにより保持されている種々のデータ値は、クロック信号Ｃｌｋ−Ｘによって設定された比率で、読み取りステップとも呼ばれる、第一のサンプリングステップを受けるであろう。

ピクセルの光データの各値は列増幅回路７４に格納される。

最初の行のピクセルの最初のサンプリングステップに続いて、Ｒｅｓｅｔ信号が、関連行の全てのピクセルをリセットするためにシーケンサにより生成される。

このリセットステップは、選択された行のすべてのピクセルを各ピクセルに固有の基準データ値に初期化する。

これは、暗データ値とも呼ばれる、点灯していないピクセルに対応するデータ値である。

関連行のピクセルの初期化の後に、各ピクセルにより保持された基準データ値の第二のサンプリング又は読み取りステップが、アレイの種々の列を選択するクロック信号Ｃｌｋ−Ｘにより設定された比率で行われる。

サンプリングされた基準データ値は、列増幅回路７４に格納され、そこでそれらは、すでに格納されている第一のサンプリングステップに由来するデータ値に加算される。

このデータ値の二つの型は、それぞれ二つのバス上で多重化される。一つのバスは、読み取り信号Ｓ（光データ値）を運び、他方のバスは再初期化信号Ｒ（基準データ値）を運ぶ。

これらの二つのバスに由来するデータは、出力増幅回路７６で、列シフトレジスタを駆動するクロック信号Ｃｌｋ−Ｘにより設定された比率に従って多重化する。

Ｓ−Ｒ出力信号は、読み取り信号Ｓと再初期化信号Ｒとの差と、検出器に固有の電子ドリフトを表す基準信号とに基づき、出力増幅回路７６により生成される。

この基準信号は、モジュール３２に由来するＤＣ電圧で検出器入力に印加される入力基準信号「ブラックイン」に由来する。基準信号「ブラックレフ」は図４に示すように生成される。

図４の回路は、検出器中で雑音が生じる方法及びこの回路の入力に印加されるブラックイン信号が、アレイを通過するときに、ドリフトを受けることを示す。

したがって、この回路は、ブラックイン入力信号に対するバッファメモリとして作用し、図３にも概略的に示されているトランジスタ７１を備えている。

検出器に従って値を適切に選択した抵抗体７３と容量７５とは、検出器の固有のピクセルを表わしている。

増幅器７７は、要素７１，７３及び７５によって引き起こされたひずみを受けた後に得られた信号を増幅し、このブラックレフ増幅信号は、検出器の出力２２でこのように送出される。

増幅器７７に入る前に得られた信号（「非増幅基準信号」）は出力増幅回路７６に供給され、図５に示すように、そこでクロック信号Ｃｌｋ−Ｘを用いて、信号Ｃｌｋ−Ｘの立ち上がり又は立ち下がりのうちの一つの領域で、Ｓ−Ｒ信号の最も強い値が選択されて、他の領域では、非増幅基準信号により供給された値が選択される。

したがって、Ｓ−Ｒ信号が得られ、その最も高い値がアレイの読み取られた信号であり、その最も低い値が、非増幅の基準信号の値であり、その値は時間と共に変化する。

得られた(図６)Ｓ−Ｒ信号は、検出器のピクセルにより得られた歯の画像データを表わしている。

図７ａは検出器の出力(図３)のＲ−Ｓ信号とブラックレフ出力基準信号との全体的な比率を表す。

図３に示すように、検出器のＳ−Ｒ出力のアナログ電気信号は、信号発生器７９によって二つの異なるアナログ電気信号Ｖ＋とＶ−とに変換される。

発生器７９は、Ｓ−Ｒ信号からブラックレフ信号を減算して、比率が図７ｂに示される異なる信号Ｖ＋とＶ−と送出する二出力の増幅器である。

Ｓ−Ｒ信号とブラックレフ出力基準信号との差の重ね合わせは、検出器の構造による、長い時間一定でセンサ毎に異なる全てのドリフトを回避する。

センサから異なる形で画像信号を伝送することにより、それが被る可能性のある種々の妨害が避けられる。

確かに、二つの信号Ｖ＋とＶ−とのそれぞれが同じ妨害を被るとき、単一の信号を再構成することにより、信号Ｖ＋とＶ−とのそれぞれに見出される妨害をこのようにして回避することができ、そしてそれは、画像信号のみを伝送した場合には、当て嵌まらなかったであろう。

さらに、異なる画像信号の伝送は、センサの信号対雑音比を間接的に向上させることもできる。

シーケンサ（図３）によりサンプリング信号Ｓａｍｐｌｅ−ｃｌｋが生成され、構造により、シーケンサが、データがいつ検出器の出力に到達するかを正確に知っている限り、サンプリング信号Ｓａｍｐｌｅ−ｃｌｋはＳ−Ｒ出力信号に完全に同期する。サンプリング信号は、クロック信号Ｃｌｋ−Ｘに適した位相差によって生成され、図７ｃに示される。

Ｓ−Ｒ出力信号、およびその結果、異なる信号Ｖ＋とＶ−と同相であるこのサンプリング信号は、異なる信号電子Ｖ＋とＶ−と同期してケーブル３４により電子モジュール３２に向けて伝送されるであろう。

同相信号の同期した伝送は、電子モジュール３２内で、異なるアナログ信号の変換をサンプリング信号により設定された周波数でアナログ／デジタル変換回路４２内で行うことを可能にするであろう。

信号を同期させて伝送することによって、差アナログ信号とサンプリング信号の両方に影響する位相誤差を補うことができる限り、ケーブル中で発生する位相誤差を避けることが可能になる。

同様に、それらの伝送中に信号に影響する全ての他の妨害も避けられる。

図２に示すように、濾波回路４０に伝送される前に、異なるアナログ出力信号Ｖ＋及びＶ−は、増幅回路３６及び３８でそれぞれ増幅される。

このようにして濾波された信号は、アナログ／デジタル変換器４２に伝送され、そこで合計されて単一の信号を生じ、この信号は、中央演算処理ユニット４４に達する前に、（例えば、図７ｄに示されるようなサンプリング信号の立ち上がり正面で）サンプリング信号Ｓａｍｐｌｅ−ｃｌｋを使用することで、デジタル化される。

検出器が何の放射線にも曝露されていないときに、検出器の出力で収集される電流として定義される暗電流の時間変動を回避するために、アレイの中の、例えば放射線に曝される、連続した二つの相の間で補正信号が生成される。

このような信号の生成は、時間がたつにつれて規則的であるかそうでないかとなり得ることに注目できる。

したがって、歯の画像を撮影するセンサに加えて、これが何の放射線にも曝露されていないとき、アレイのピクセルによって保持されているデータ値のサンプリングを行う。発生するアレイ読み取り信号は補正信号である。

出力信号Ｖ＋及びＶ−に対する上の説明と同様に、放射線が存在しないとき、読み取り信号は、異なる形でケーブル３４中を伝送され、それから、回路４０により単一の信号として再編成されて変換器４２でデジタル化される前に、増幅回路３６及び３８で増幅される。

このデジタル化された信号は、中央ユニット４４中に導入され、そこでマイクロプロセッサが、放射線が存在するときに得ることのできる信号とは異なり、ゼロではないこのデジタル化した信号の平均値を計算する。この平均値は、アナログ／デジタル変換器４６に注入され、減算回路である、増幅回路の一つ３８に印加されるアナログ補正信号に変換される。

出力アナログ信号の一つ、ここでは信号Ｖ−、へのこの補正信号を適用することにより、図７ｅ及び図７ｆに示されるように、上端に向かってこの信号を調整することによってこの信号の振幅をオフセットすることができる。

図７ｅは、ゼロレベルについてそれぞれ同じ値だけオフセットした出力信号Ｖ＋及びＶ−の比率を極めて概略的に示す。

デジタル化した補正信号に関して平均値（２×オフセット）を測定し、アナログ／デジタル変換の後にそれをアナログ出力信号Ｖ−に適用することによって、アナログ出力信号Ｖ−は、図７ｆに示されるように、２×オフセットの補正値だけオフセットされ、それを他方の補正されないアナログ出力信号Ｖ＋の下端レベルに調節する。

信号Ｖ＋及びＶ−が濾波され結合されたときには、図７ｇに示す、ゼロから２×（最大値−オフセット）の最大振幅まで進行する補正されたアナログ信号が得られる。ここで、「最大」値は、信号Ｖ＋及びＶ−のそれぞれの絶対値における最大振幅を意味する。

補正されたアナログ信号は、回路４２でデジタル化される。

したがって、アレイ中の暗電流による変化は回避される。

ビデオ信号中に存在するグレイレベルに従ってピクセル数を示す図７ｈは、補正の適用の前後でのビデオ信号のヒストグラムの割合を例示することにより、この補償現象を例証する。

電子モジュール３２が補正信号を受信すると直ちに、出力アナログ信号の一つに補正アナログ信号を直接適用するよりむしろ補正アナログ信号を変換することが好ましいことに注目できる。

確かに、これは、このことが関わるドリフト及び／又は変動性のすべてのリスクを持って補正アナログ信号を格納することを必要とするであろう。

この補正をデジタル的に行なうことにより、これらの問題は回避され、さらに、アナログ／デジタル変換器は補償へ統合され、それにより、変換器に特有のドリフトを有するデジタル化する工程に影響を及ぼすことが回避される。

さらに、補正アナログ信号は、他の出力アナログ信号Ｖ＋、又は二つの信号Ｖ＋及びＶ−すらに対しても適用できることが注目できる。

二つの信号に補正を適用することにより、工程が対称になる。

アナログ出力信号の一つ、又は単一のアナログ信号への補正の適用は、アレイの暗電流の時間変動の法則とこのアレイの使用の持続時間に応じて調整される。

確かに、これらの二つの設定を知ることにより、どの瞬間に暗電流が最も変動し易く、その結果、これらの変動に起因するドリフトを補償するために補正の実施を予見することを計画することは可能である。

上述したように、アレイを読み取った時、特に、アレイの選択された行のピクセルの最初のサンプリングを実行した後に、リセット信号が、回路７０及び７２（図３)により適切なアレイの行に適用され、行のピクセル値を基準データ値(暗データ値)に再初期化する。

しかしながら、リセット信号が行毎に異なる場合は、その行のピクセルにより保持されているデータ値に誤差が導入され、ゼロに対してオフセットが生じる。すなわち、あるピクセルに保持されるデータ値は、理論的にそうあるべきであるように、その再初期化の後でゼロではないが、ゼロと関連してオフセットを持ち、さらには、このオフセットは行毎に異なることができる。

追加の誤差の導入は、検出器によって供給された信号対雑音比の悪化を齎す。

このような誤差に関して特に、「水平コーミング」雑音が、コンピュータ５４(図２)のスクリーン５８上に作り出された画像信号中に導入される。

この問題を改善するために、それぞれのアレイの行の画素の数ｍが、最初に、光学的に不活性になるように配列され、種々の行のこの光学的に不活性な画素の数は等しくされ（例えば、３に等しい）、同じアレイの列中に配列される。

光学的に不活性にされたピクセルは、最初のアレイの列中に配列されるが、たぶん他のどこか、例えば最後の列、で発見されるだろうということに注意できる。

光学的に不活性なピクセルの数ｍは、再初期化信号と共に導入されたドリフト補償に必要な精度に従って、変化できることに注意できる。

数ｍは、アレイのサイズに従っても変化することができる。

図３に示す実施形態の例では、行Ｌ₁，Ｌ₂，・・・Ｌ_n・・・Ｌ_Nは、それぞれ３個の「盲」ピクセルＰ_l.l，Ｐ_1.2，Ｐ_l.3，Ｐ_2.1，Ｐ_2.2，Ｐ_2.3・・・Ｐ_n1，Ｐ_n2，Ｐ_n3・・・Ｐ_Nl，Ｐ_N2及びＰ_N3を含む。

ピクセルを光学的に不活性にするために、例えば金属化又はセリグラフィがこれらのピクセルの上で実行される。

そして、回路４２（図２）によるデジタル化の後で、検出器の出力信号の処理が行われる。

この処理は、メモリ５２中に格納された図８のアルゴリズム中に設けられた一連の命令を実行するプロセッサ５０を用いて中央演算処理ユニット４４により前記信号に適用される。

このアルゴリズムには、最初の初期化ステップＳ１が含まれ、このステップＳ１の間、アレイの行を表す変数ｎが値１に初期化される。

次のステップＳ２の間、アレイの行ｎのデータ値Ｓｉ（ｎ）は、三個の盲ピクセルＰ_n1，Ｐ_n2，Ｐ_n3に対して読み取られる。

これらの値はデジタル化された出力信号中で読み取られる。

次のステップＳ３の間、データ値Ｓｉ（ｎ＋１）は、このアレイの次の行ｎ＋１の光学的に不活性なピクセルＰ_n+1.1，Ｐ_n+1.2，Ｐ_n+1.3からそれぞれ読み取られる。

前記アレイの二つの連続した行ｎ及びｎ＋１の光学的に不活性なピクセルからデータ値を読み出した後、次のステップＳ４及びＳ５の間、行ｎ及びｎ＋１のそれぞれに対して、平均データ値バーＳ（ｎ），バーＳ（ｎ＋１）が決定される。これらの平均データ値バーＳ（ｎ），バーＳ（ｎ＋１）は、各行のそれぞれのデータ値Ｓｉ（ｎ），Ｓｉ（ｎ＋１）に基づいて取得される。

数ｍが大きくなればなるほど、平均値の決定における精度がよくなる。

平均データ値は、例えば、算術平均を行なうことにより得られる。

ステップＳ６の間、前に決定した二つの平均値間の差の絶対値が決定される。

次のステップＳ７は、平均データ値バーＳ（ｎ）及びバーＳ（ｎ＋１）の間の比較を行うテストである。

理論上、人は、二つの平均値が等しいか否かを検査し、しかし、実際上、人は、ステップＳ６で得られた結果を閾値(と比較する。閾値(は、例えば、平均値間で技術的に検出できる差の大きさの順番を考慮する。

平均データ値バーＳ（ｎ）及びバーＳ（ｎ＋１）の間に、何の重要な差も発見できない場合は、次のステップＳ８が、その間、列ｎの数を表す変数がアレイの列全体の数Ｎに等しいか否かを調べるテストである。

イエスである場合は、アルゴリズムが中止される。

そうでなければ、処理すべきアレイ列が残っている場合は、ステップＳ８にステップＳ９が続き、その間に、変数ｎが一単位だけ増加されこれまで説明したステップが再び行われる。

ステップＳ７の中で行なわれたテストの結果が肯定的な場合、ステップＳ１０に示されるように、デジタル出力信号中の行ｎ＋１の全てのピクセルのデータ値を修正すると決定される。

このステップの間、行ｎ＋１の画素Ｉの各々に由来するデータ値であって、Ｓｉ（ｎ＋１）と表されるデータ値は、行ｎの平均データ値バーＳ（ｎ）に行ｎ＋１の平均データ値バーＳ（ｎ＋１）を合わせるために、ステップＳ６中に決定された差の絶対値をこのデータ値に割り当てることにより修正されます。

その後、上述したようなステップＳ８がステップＳ１０に続く。

連続する行各対に対してこのように継続することによって、アレイ行の各々は、一行目を除いて、補正され、したがって、ピクセルは、前述の「水平コーミング」雑音を抑制するために行毎に同質化される。

アレイの連続する二つの行の上でではなく連続する三行の上で比較することも可能であることが注目できる。

この場合、アレイの一組の三つの連続する行のｍ個の光学的に不活性なピクセルからのデータ値の各々が読み取られ、これらの行のそれぞれに対して平均データ値が決定される。

この三行の平均データ値の比較の後で、比較の結果に応じて、人は、デジタル出力信号中の第二の行の全てのピクセルのデータ値を修正するかしないかを決定する。

図９は、口内センサ１４、後述するケース中に一体化された電子モジュール３２、これらの二部品はケーブル３４によって連結されている、及びケーブル５６によってモジュール３２に連結されたコネクタ８０を有する、本発明による歯科用放射線装置の物理的な実施の形態を示す。

コネクタ８０は、処理と表示をするユニット５４の補完的なコネクタと一緒に作動することを目的としている。

ケーブル３４は、アナログ信号を運ぶ限りでは、ケーブル３４が長過ぎた場合の過剰な減衰の危険の限りで比較的短いことが注目できる。

この配置により、歯科の放射線医学に特有な制約を考慮することが可能になり、そして、このアレイは、特に、患者の歯が多すぎる放射線量に曝露されないように、患者の歯を通過するＸ線の線量はできるだけ低く維持されることが必要であるという事実によって、センサの出力信号１４の強度が制限されているからである。

したがって、ケーブル３４の長さ１は一般に２メートル未満である。

したがって、ケーブル３４の長さ１が短縮しているので、センサ１４の信号対雑音比が悪化させられないことができる。

他方では、この長さ１は、患者の口のあまりに近くにそれを置くことにより追加的な不快感を引き起こさないように、一般に５０ｃｍ以上である。

しかしながら、デジタル信号を伝送するケーブル５６の長さＬが、制限されておらず、例えば数メートルに等しくなり得、特に２メートル〜５メートルになり得ることは注目できる。

電子モジュール３２は、例えば押しボタンの形態の検出器起動装置１００を有する。

この装置１００は、歯科医の行動範囲内で、モジュール３２が使用状態に置かれている限り、歯科医がセンサ１４検出器を起動し、かつ患者の歯１６を透過したＸ線を受けて処理する状態に、検出器１４を置くのに特に有用である。

これは、彼／彼女は、そのとき、動くことなく、モジュール３２を保持し、検出器起動装置１００を押圧することができることを意味する。

この配置により、歯科医が、離れたユニット５４に移動して、彼/彼女がセンサ１４を患者の口中に置くのに使用し、したがって既に、特に患者の唾液で汚染されている手術用手袋を用いてコンピュータマウスをクリックすることが省略される。

従来例においては、マウスをクリックすることにより、ソフトウエアインタフェースにより口内センサが起動されることに注意できる。

したがって、他の患者との交差汚染の危険性は、マウスが、一般に、使用後に消毒される装置の一部ではない限り、防止される。

起動装置１００を使用してセンサを起動した後で、歯科医は、彼／彼女の手の届く範囲内になる、電子押しボタンスイッチ（図１０）等のスイッチ装置１０２を用いてＸ線発生器１２を始動する。

さらに、図１０に示すように、本発明による歯科用放射線装置を用いるとき、カプセル化された電子モジュールは、患者の口中に置かれたときはセンサ１４から吊り下げられ、このことにより、歯科医が手袋をしてまさにセンサを患者の口中に設置したとき、電子モジュールが歯科医の手の届く範囲内にあることができる。

確かに、カプセル化した電子モジュールをそのケース中でそれをセンサに連結するケーブル３４の端部に吊り下げることは、その重さと大きさがこの用法を可能にするように設計されている限り、可能である。

確かに、重すぎるとケーブル３４を引っ張り、その結果センサ１４を引いてしまう危険性があり、このセンサ１４が引かれることは患者に感じられ、追加の不快感を引き起こすであろう。

さらに、カプセル化されたモジュールの合理的な大きさは大人の手の大きさに適合し、したがって、歯科医にも患者にも、大きさのための付加の不快感を引き起こさない。

電子モジュール３２の起動装置１００又は幾つかの起動装置を他の機能を実行するために使用することができることも注目できる。

単一の起動装置１００が使用される限りでは、これらの他の機能は後者を連続的に押すことにより実行することができる。

したがって、画像がセンサによって捕らえられたとき、あるいは画像捕獲の後でさえ、例えば、上端の歯の画像を撮影するのか否か、センサは水平に置かれて咬合の画像を撮影するのか否か、あるいは下端の歯を撮影するのか否かさえに応じた、画像の向きの方向に関するデータを、離れたユニット５４にインストールされた画像処理ソフトウェアへの供給することができることは有用である。

したがって、装置１００上のいくつかの連続した圧迫によって、人は、歯科医によってどの位置にセンサが置かれたか留意することができる。

例えば、装置１００を１回押すと、センサのスイッチを入れ、このことが下端の歯の画像を撮影していることを示す。２回短く押すと、センサのスイッチを入れて、このことが水平に置かれたセンサを用いて咬合の画像を撮影していることを示す。一方、３回連続的に押すと、センサのスイッチを入れて、上端の歯が垂直に撮影された程度まで画像が回転されること示す。

例えば、画像の明るさあるいはコントラストの調節などの他の機能も、装置１００を起動することにより制御することができる。

図１１に示すように、電子モジュール３２は、全体的に縦軸Ｘに沿って細長い形状の印刷された回路基板１５０の形態を有する。

印刷回路基板１５０は、ここでは、全体的に長方形の形状を有し、軸Ｘに応じて縦方向に配列された、その二つの対向する端部１５０ａ，１５０ｂのそれぞれで、例えば回路の外側に開いた長方形の形状をした軸方向の切り欠き１５２，１５４を有している。

軸方向の切り欠き１５２，１５４は、回路の縦軸に一致して金属の抗引張り体１５６，１５８（図１１）を収容することを目的としている。

電子モジュール３２は、ケーブル３４及び５６の一つの端部の一つと共にそれぞれ作用することのできる二つの抗引張り装置を備えており、その結果、電子モジュール及びケースからの、ケーブルに掛けられた引張り動作による対応するケーブルの離脱を防止する。

各ケーブルは、電子ワイヤの束（ケーブル５６の束５６ｂ）と同軸の被覆（図１２のケーブル５６に対する被覆５６ａ）を有する。

後で見るように、ケース中に指し込まれた各ケーブルの各端部に向かい合って、ケーブル５６の端部５６ｃに向かい合った対応するワイヤ束５６ｂの一部が、金属抗引張り体１５８でしっかりと保持される。

ケーブル５６と金属抗引張り体１５８に対して説明された全てのことは、ケーブル３４と金属抗引張り体１５６に対して有効であることに注意できる。

各ワイヤ束（ケーブル組み紐）は、金属抗引張り体と共に、体１５６に対しては１６０、体１５８に対しては１６２と符号の付けられた円筒形のドラムにより固められ、この円筒形のドラムは、それ自体前述の体の一体の部分である。

より詳細に述べると、ケーブルは、例えば図１２のケーブル５６は、ワイヤ束５６ｂをドラム１６２の中に導入することができるように、その端部５６ｃで剥がされ、ワイヤ束の端部の溶接をドラム中ですることができる。

このようにして、ワイヤ束は対応するドラムを用いて金属抗引張り体に対して間接的に固められる。しかし、体自体に直接にワイヤ束を溶接することも人は十分に予見できる。

図１１に示すように、金属抗引張り体１５６及び１５８は、対応する縦方向の溝又は切り欠き１５２及び１５４中に、回路１５０の縦方向の軸Ｘに垂直に導入される。

このことは、体（図１２）と共に固められたワイヤ束の端部の方向、前記回路上の場所に金属抗引張り体があるときに回路１５０の縦方向軸Ｘと同種の方向、に平行な対向する側面上に配置された嵌合部品が各金属抗引張り体に設けられているという事実により説明することができる。

より詳細には、抗引張り体１５８の嵌合部品１５８ａ及び１５８ｂは、体の全高さに亘って存在する突起の形状を有し（図１３）、前記嵌合部材は、対応する切り欠きの縦方向に対向してそえぞれ配列された相補形嵌合部品と共に作用する。

これらの相補形嵌合部品は、切り欠き１５２に対して図１１、より視覚的には図１２、に示すように、横方向の切り欠き形状をしている。

これらの切り欠き１５２ａ及び１５２ｂは、対応する体の突起している嵌合部品と共に動作し、ほぞ及びほぞ穴形アセンブリを構成する。

それにより金属抗引張り体５８が導入される切抜き１５４の切込み１５４ａ及び１５４ｂが図１１に示される。

対応する切り欠き中に配置された抗引張り体の嵌合部品と相補形の部品とは、抗引張り体の軸保持部品を構成し、体の印刷回路基板１５０に対する全ての離脱を阻止することに注意できる。

これらの嵌合部品も横方向（図１１)における適切な案内により金属抗引張り体の装着を容易にする。

抗引張り装置の存在は、電気コネクタの使用を回避することを意味し、そのことは特に有利である。

確かに、電気コネクタの使用は、望まない分離に通じる危険があり、このことは、患者がちょうどある線量のＸ線に曝露され、電子モジュールに電気接続を再樹立した後、彼／彼女を再びこの放射線に暴露させることが必要な場合に、望ましくない。

そのうえ、複雑な施錠システムを備えた電気コネクタの存在は、これが装置を複雑にして、特に避けるべきである、そのケースにカプセル化された電子モジュールに重みと大きさを加える限りは、非常に望ましくない。

さらに、患者の近くの電気コネクタの存在は、望まれない分離又は欠陥のある接触の場合の安全の割合に問題があるようになり得る。

他方では、電子モジュールを取り囲むケース１８０は、歯医者の各介入の後に消毒されなければならない。しかし、雄形電気コネクタと雌形電気コネクタの存在は、コネクタ分岐のためにレセプタクルを必要とし、そのような配列は、少なくとも満足に、滅菌することができない場所を生成する。

そのうえ、漏れ気密問題が滅菌中の発生の危険を犯し、これは許容できない。

各抗引張り体は、嵌合部品を担持する二つの平行な対向する側面上に、二つの横方向の端部停止部品を備えている。これらの端部停止部品は、嵌合部品の一方の両側に配列され、嵌合部品１５８ａの周りのそれらは１５８ｃ、１５８ｄ、嵌合部品１５８ｂの周りのそれらは１５８e、１５８ｆの番号で参照される（図１２及び図１３）。

これらの横方向の端部停止部品は、各抗引張り体の嵌合部品が切り欠きの対応する開口に中に導入されるときに、横方向の端部停止部品が切り欠きの縦方向の縁に対して現れて、抗引張り体をこの位置に固定するように（図１３）、嵌合部品よりも短い。

一方では金属抗引張り体の上に、そして、他方では対応する切り欠きの縁の上に配置される嵌合部品は、体が縦方向の溝を備えることができ、切り欠きがそれに対応するピンを備えることができるという意味において逆にすることができることに注意する。

他の嵌合部品を予見することができる(蟻継手アセンブリ、切り欠きの各縁上の数個の切込み、異なる形状の切込み等)。

基板１５０が、プッシュボタンの形状で示され、歯の画像を撮影しなければならないとき検出器が起動され得るようにする起動装置１００を有することに注意できる。

図１１に示すように、二つの金属の半殻１６４及び１６６が、印刷回路基板１５０の両側に配置されて、一緒に組み立てられ、溶接ビードにより印刷回路基板を固定する。

金属抗引張り体をケーブル３４及び５６で強固にした後に、これらの体が回路１５０の対応する切り欠きに置かれた後で、基板との電気的接続１６８（図１２）が適所に置かれた後に、これらの金属殻が組み立てられる。

また、金属抗引張り体は、金属の半殻の固定を可能にするためにスペーサとして機能することに注意できる。

後者はいくつかの機能を実現させる：
これらの金属半殻の第一の機能は２本のケーブル３４及び５６の端から端まで電気的連続性を確実にすることである；
第二の機能は、その結果、電磁適合性の目的でファラデーケージを提供することである；
これらの半殻の第三の機能は機械的に電子モジュール３２を保護することである。

端部鞘１７０及び１７２が設けられ、縦方向溝１７４(図１５)により、対応するケーブル５６，３４の経路選択を可能にする。

図１５の鞘１７２などのこれらの鞘は、多少の柔軟性をそれらに加える縦方向の凹部１７６，１７８を有する。この柔軟性は、それが受ける繰り返された取り扱いと歪みとに続いて生じ得るケーブルの剪断を防止する。

また、これらの鞘はケーブルとケース内部の漏れ機密度を保証する。

図１６に示され、二つの金属の半殻１６４及び１６６により既に保護されている電子モジュール３２をカプセル化するケース１８０は、カバー１８２，１８４を形成する２個のプラスチック部品を有する（図１４）。

全体的に細長で、より詳細には矩形形状のこれらの二つの部品は、例えば、接着又はＵＳ溶接により電子モジュール３２を取り囲むように、共に組み立てられる。

端部鞘１７０及び１７２の端部の鍔１８６，１８８（図１４及び図１５）、及びカバーを形成する部品１８２及び１８４のそれぞれの端部に少なくとも部分的に相補形の形状をした開口が存在することに注目できる。

図１４において、上部半カバー１８２は二つの開口を持ち、そのうちの一つ１９０が示されている、下部半カバー１８４は二つの開口１９２及び１９４を有し、その双方とも示されている。

二つの半カバーが電子モジュール３２の両側で組み立てられるとき、各半カバーの開口が鍔と後者の本体とに嵌り、ケースとそれを伸張する端部鞘とをしっかりと軸方向に保持する。

上部及び下部の半カバーの端部に配置された開口は、かくして、対応する鞘の把持縁を構成する。

上部半カバー１８４の内部に横方向の案内壁１９６及び１９８が存在し、これらは対応するケーブルを位置づけることを可能にするよう凹んでいることにも注目することができる。

一端だけが見えている縦方向のリブ２０６と共に横方向の補強リブ２００，２０２が半カバー１８４の内部に配列され、後者を補強している。

プレート２０８が、半カバー１８４の底部に配置され、二つの金属半殻により保護された電子モジュールの正しい位置決めを可能にする。

上部半カバー１８２は半カバー１８４に対して説明したと同様の配列を有することに注目されるべきである。

検出機器起動装置１００は、漏れ機密度の理由で使用者により直接操作されることができない。使用者は、上部半カバー１８２に設けられ、部分的にひずむように設計され、使用者の指の圧力で押されることができ、その圧力がなくなったときには最初の状態に戻るようにされた薄い領域２１０を通して到達可能である。

他の実施の形態によれば、この薄い領域は、可撓材料で作られた追加のボタンと置き換えられ、このボタンに使用者が到達でき、このボタンは、例えば接着で半カバー１８２に取り付けられ、漏れ気密度とを保証し、ごみに覆われ得る領域をなくすことができる。

電子モジュール３２を包み込むケース１８０及びこのケースの軸方向の延長１７０及び１７２は、簡単に消毒滅菌でき、ごみに覆われることを助長しない種類の外部表面を有していることに注目できる。

さらに、このケースの外部表面とその軸方向の延長１７０，１７２は、ケース内部が汚染されるのを防ぐ耐滴下である。

本発明による歯科用放射線装置は、このように、特定の簡単で信頼できる設計を有する。処理及び表示ユニット５４に供給されるビデオ信号は、検出器の信号対雑音比が従来例と比べて格段に改善されているために、非常に高い品質を有している。

当業者の容量内の他の代替的な実施の形態は、ちょうど説明した本発明の種々の態様をも予見できる。

Claims (7)

1. 少なくとも１本の歯を透過したＸ線を受けることを目的とする口内センサを備えたことを特徴とする歯科用放射線装置であって、該センサは、
   Ｘ線・可視放射変換器と、
   半導体材料で作られた基板上にバイポーラＣＭＯＳ技術を使用して生産された能動型ピクセルアレイを備え、可視放射をアナログ信号に変換するように構成された検出器と、
   前記検出器外にあり、クロック信号を発生する信号発生器と、
   前記能動型ピクセルアレイを制御する数個の内部制御信号を生成することのできるシーケンサであって、外部信号の入力に応じて前記内部制御信号の総てを生成し、前記能動型ピクセルアレイと同じ基板上に一体化されたシーケンサと
   を有することを特徴とする歯科用放射線装置。
2. 請求項１に記載の歯科用放射線装置であって、
   前記シーケンサは、前記センサ外からの前記外部信号を受信し、前記内部制御信号を生成することを特徴とする歯科用放射線装置。
3. 請求項１に記載の歯科用放射線装置であって、
   前記センサから分離された電子モジュールをさらに備え、
   前記電子モジュールは前記外部信号を生成することを特徴とする歯科用放射線装置。
4. 請求項３に記載の歯科用放射線装置であって、
   前記電子モジュールと前記センサとを繋ぎ、前記外部信号を伝達するリンクを備えることを特徴とする歯科用放射線装置。
5. 請求項１に記載の歯科用放射線装置であって、
   前記外部信号は、列シフトレジスタを制御するクロック信号Ｃｌｋ−Ｘ，アレイの読み取りを初期化する信号Ｓｙｎｃ−ｙ及び行シフトレジスタを制御する信号Ｃｌｋ−ｙであることを特徴とする歯科用放射線装置。
6. 請求項１に記載の歯科用放射線装置であって、
   前記外部信号は、行シフトレジスタへの外部信号である信号Ｓｙｎｃ−ｙと同時に印加され、前記能動型ピクセルアレイの読み取りを初期化する信号Ｃｌｋ−ｙであり、読み取り対象として前記能動型ピクセルアレイの第１行を選択することを特徴とする歯科用放射線装置。
7. 請求項１に記載の歯科用放射線装置であって、
   前記アナログ信号に対する補正を適用するための信号補正器であって、前記アナログ信号に含まれる前記能動型ピクセルアレイの暗電流の変化によるドリフトを保証する信号補正器をさらに備えることを特徴とする歯科用放射線装置。

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