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

Aparato de radiología dental y método de tratamiento de señal utilizado con el mismo.

Campo o dominio del invento

El invento se refiere al dominio de la radiología dental.

Antecedentes del invento

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 × 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...

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.