APARATO DE RADIOLOGIA DENTAL Y METODO DE TRATAMIENTO DE SEÑAL UTILIZADO CON EL MISMO.

Un procedimiento 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 usando 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, estando caracterizado dicho procedimiento porque comprende además las operaciones de aplicación en la entrada del detector de una señal de referencia de entrada (black-in), producción de una señal de salida basada en la señal de lectura de la matriz y una señal de referencia de salida (black-ref) representativa de las derivas electrónicas intrínsecas del detector que es obtenida a la salida del detector basado en la señal de referencia de entrada aplicada en dicha entrada del detector

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 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:

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:

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 procedimientos 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...

1. Un procedimiento 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 usando 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, estando caracterizado dicho procedimiento porque comprende además las operaciones de aplicación en la entrada del detector de una señal de referencia de entrada (black-in), producción de una señal de salida basada en la señal de lectura de la matriz y una señal de referencia de salida (black-ref) representativa de las derivas electrónicas intrínsecas del detector que es obtenida a la salida del detector basado en la señal de referencia de entrada aplicada en dicha entrada del detector.

2. Un procedimiento según la reivindicación 1ª, caracterizado porque la señal de salida es producida formando una diferencia entre la señal de lecturas de la matriz y la señal de referencia de salida (black-ref).

3. Un procedimiento según la reivindicación 1ª o 2ª, caracterizado porque para cada fila de matriz seleccionada, después de la primera operación de muestreo, el procedimiento incluye una segunda operación de muestreo de los valores de información obtenidos después de poner de nuevo a cero cada píxel.

4. Un procedimiento según la reivindicación 3ª, caracterizado porque incluye una operación de aplicación de una señal de nueva puesta a cero a cada fila seleccionada entre las dos operaciones de muestreo.

5. Un procedimiento según la reivindicación 3ª o 4ª, caracterizado porque la señal de lectura de la matriz es generada calculando la diferencia entre los valores de información detenidos por los píxeles de la matriz y obtenidos respectivamente después de cada muestreo del mismo píxel.

6. Un procedimiento según una de las reivindicaciones 1ª a 5ª, caracterizado porque la señal de referencia de entrada es tensión continua.

7. Un procedimiento según una de las reivindicaciones 1ª a 6ª, caracterizado porque incluye una operación de recepción de la señal de referencia de entrada que viene desde un módulo electrónico distante del captador.

8. Un procedimiento según una de las reivindicaciones 1ª a 7ª, caracterizado porque antes de la primera operación de muestreo, la matriz de píxeles es expuesta a radiación visible que proviene de la conversión de una radiación X que ha pasado a través de un diente.

9. Un procedimiento según una de las reivindicaciones 1ª a 8ª, caracterizado porque la señal de salida producida es una señal de salida analógica.

10. Un procedimiento según la reivindicación 9ª, caracterizado porque la señal de salida analógica es entregada por el captador.

11. Un procedimiento según la reivindicación 9ª o 10ª, caracterizado porque incluye una operación de conversión de la señal de salida analógica en una señal de salida digital.

12. Un procedimiento según una de las reivindicaciones 1ª a 11ª, caracterizado porque incluye una operación de transmisión de la señal de salida a un módulo electrónico distante del captador.

13. Un procedimiento según las reivindicaciones 11ª y 12ª, caracterizado porque la operación de conversión es realizada en el módulo electrónico.

14. Un aparato de radiología dental que comprende: un captador intrabucal que incluye un detector que incluye una matriz de píxeles activos producida por 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 contenidos 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 información muestreados para los píxeles de la matriz, estando caracterizado dicho aparato de radiología dental porque además comprende: 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 (black-ref) representativa de las derivas electrónicas intrínsecas del detector y que obtenida en la salida del detector basada en la señal de referencia de entrada aplicada en dicha entrada del detec- tor.

15. Un aparato según la reivindicación 14ª, caracterizado porque los medios de producción de una señal de salida son medios para formar una diferencia entre la señal de lectura de la matriz y la señal de referencia de salida (black-ref).

16. Un aparato según la reivindicación 14ª o 15ª, caracterizado porque comprende medios de aplicación de una señal de nueva puesta a cero a cada fila seleccionada y cuyos valores de información de píxeles han sido muestreados una primera vez, siendo ajustados los medios de muestreo para el muestreo de los valores de información detenidos por cada píxel puesto a cero.

17. Un aparato según la reivindicación 16ª, caracterizado porque los medios de generación de una señal de lectura incluyen más particularmente medios de formación de la diferencia entre los valores de información detenidos por los píxeles de la matriz y obtenidos respectivamente después de cada muestreo del mismo píxel.

18. Un aparato según una de las reivindicaciones 14ª a 17ª, caracterizado porque la señal de referencia de entrada es una tensión continua.

19. Un aparato según una de las reivindicaciones 14ª a 18ª, caracterizado porque incluye medios de recepción de la señal de referencia de entrada que proviene de un módulo electrónico distante del captador.

20. Un aparato según una de las reivindicaciones 14ª a 19ª, caracterizado porque la matriz de píxeles es expuesta a radiación visible que proviene de la conversión de rayos X que han pasado a través de un diente.

21. Un aparato según una de las reivindicaciones 14ª a 20ª, caracterizado porque la señal de salida producida es una señal de salida analógica.

22. Un aparato según la reivindicación 21ª, caracterizado porque el captador es apto para entregar la señal de salida analógica.

23. Un aparato según la reivindicación 21ª o 22ª, caracterizado porque incluye medios de conversión de analógica a digital de la señal de salida analógica a una señal de salida digital.

24. Un aparato según una de las reivindicaciones 14ª a 23ª, caracterizado porque comprende un módulo electrónico distante del captador y una unión entre el módulo y el captador para transmitir la señal de salida del captador al módulo.

25. Un aparato según las reivindicaciones 23ª y 24ª, caracterizado porque el módulo electrónico comprende los medios de conversión de analógica a digital.

26. Un aparato según una de las reivindicaciones 14ª a 25ª, caracterizado porque el captador es un convertidor de rayos X apto para convertir los rayos X que han pasado a través de un diente en radiación visible.

27. Un aparato según la reivindicación 26ª, caracterizado porque el detector biCMOS que incluye la matriz de píxeles activos es capaz de convertir al menos una parte de la radiación visible que proviene de la conversión de los rayos X en al menos una señal eléctrica analógica.