Detector compacto de rayos X basado en CMOS adaptado para aplicaciones dentales.

Un sensor de imagen que comprende:

una distribución bidimensional (201) de sensores de píxeles (41);

una capa (206) de material de escintilación adyacente a dicha distribución bidimensional, dicho material de escintilación se dispone para emitir luz como respuesta a los rayos X que chocan sobre el mismo, dichos sensores de píxeles se disponen para detectar dicha luz; y

un controlador (202) que se dispone para leer los datos almacenados en dicha distribución bidimensional de sensores de píxeles y para formar una imagen que comprende una distribución bidimensional de píxeles a partir de los mismos, dicho controlador se dispone para corregir los errores de datos resultantes de los rayos X que generan los electrones que son almacenados en dichos sensores de píxeles en el proceso de formación de dicha imagen;

en donde cada uno de dichos sensores de píxeles (41) comprende un fotodetector que se dispone para almacenar una carga como respuesta a dicha luz que es recibida por ese fotodetector durante un período de tiempo anterior; y

en donde dicho controlador (202) se dispone para formar dicha imagen al hacer que dicha distribución de sensores de píxeles formen una pluralidad de fotogramas, cada fotograma comprende una distribución de mediciones determinadas por dichas cargas almacenadas por dichos sensores de píxeles durante un correspondiente periodo de tiempo anterior;

caracterizado por que dicho controlador (202) se dispone para identificar los sensores de píxeles en los que dicha carga almacenada es mayor que un valor de umbral, y dicho controlador se dispone para combinar de manera cumulativa los datos de una pluralidad de fotogramas para cada sensor de píxel para determinar un correspondiente píxel en dicha imagen y en donde dicho controlador se dispone de tal manera que, para cada sensor de píxel, no combine los datos de un fotograma en el que se ha identificado que dicho sensor de píxel almacena una carga más grande que dicho valor de umbral.

Detector compacto de rayos X basado en CMOS adaptado para aplicaciones dentales Antecedentes de la Invención Las radiografias dentales Upicamente se toman con una pelicula que se coloca en la boca del paciente. La pelicula se expone a través de los dientes con una fuente de rayos X que reside fuera de la cabeza del paciente. Si bien este método se ha utilizado durante muchos años, tiene sus desventajas. Primero, el paciente se expone a una dosis significativa de rayos X. Esta dosis es acumulativa durante la vida del paciente. En segundo lugar, el tiempo. el coste y

los equipos necesarios para procesar la pelicula aumentan el coste del examen dental. En tercer lugar, las sustancias quimicas utilizadas en el procesamiento de la peHcula suponen un problema de eliminación.

Estos problemas han llevado a varios intentos por reemplazar el componente de pelicula del examen tradicional de rayos X por un sensor de estado sólido que se coloca en la boca del paciente para grabar la imagen de rayos X. En 15 tales sistemas. se utiliza una capa de material de escintilación para convertir los rayos X en luz visible. La luz visible se convierte en imagen entonces en una distribución de imaginologia en estado sólido. Dado que LOS sensores de estado sólido de rayos X de este tipo son significativamente más sensibles que las peliculas de rayos X utilizadas actualmente, se puede reducirla dosis de rayos X, tipicamente, 10 veces. Además, el sensor se reutiliza, y por tanto se evitan los problemas de coste y de eliminación asociados con el sistema convencional de rayos X. Por último, dado que la imagen es en forma digital, los sistemas basados en sensores de estado sólido se adaptan fácilmente a los sistemas sin papel de oficina.

Desafortunadamente, estos sensores son mucho más gruesos que los sensores convencionales basados en película y la resolución de los sensores también es menor que la de los sensores convencionales basados en pelicula. Los sensores incluyen una placa de canal entre el material de escintilación y el elemento de grabación de imagen, que tipicamente es una distribución de imaginologia basada en silicio. Cuando un rayo X se convierte en un pixel de la distribución de imaginologia, la señal resultante puede ser mucho más grande que la señal producida por la luz del escintilador. La probabilidad de tal acontecimiento de conversión es pequeña, y por tanto los impactos de rayos X tienen como resultado pixeles brillantes dispersos en la imagen que producen una imagen molesta. Para reducir estos acontecimientos, se utiliza una capa de material protector que transmite la luz desde el escintilador a la distribución de imaginologia. La capa protectora consiste típicamente en un manojo de fibras ópticas que toman imágenes de la superficie del escintilador sobre la superficie de la distribución de imaginologia. Las fibras ópticas se dopan con un metal pesado que absorbe los rayos X que no son convertidos en el material de escinlilación. La capa protectora bloquea la mayor parte de los rayos X para que no lleguen al sensor de imagen, y por tanto reduce el número de pixeles brillantes hasta un nivel aceptable.

Si bien la capa protectora resuelve el problema de pixeles brillantes, introduce nuevos problemas. La placa protectora es tipicamente de más de 2, 5 mm de grosor, y por tanto aumenta significativamente el grosor del aparato que se coloca en la boca del paciente. El aumento de grosor es molesto para muchos pacientes.

El estado de la técnica está representado por el documento US-A-5818001 que describe una distribución bidimensional de sensores de pixeles: una capa de material de escintilación adyacente a dicha distribución bidimensional, dicho material de escintilación emite luz como respuesta a los rayos X que chocan sobre el mismo, dicha luz es detectada por dichos sensores de pixeles: y un controlador que lee los datos almacenados en dicha 45 distribución bidimensional de sensores de pixeles y forma una imagen que comprende una distribución bidimensional de pixeles a partir de los mismos, dicho controlador corrige los errores de datos resultantes de los rayos X que generan electrones que son almacenados en dichos sensores de pixeles en el proceso de formación de dicha imagen.

Según la presente invención cada uno de dichos sensores de pixeles comprende un fotodetector que almacena una 50 carga como respuesta a dicha luz que es recibida por ese fotodetector durante un periodo de tiempo anterior; y en donde dicho controlador forma dicha imagen al hacer que dicha distribución de sensores de pixeles formen una pluralidad de fotogramas, cada fotograma comprende una distribución de medidas determinadas por dichas cargas almacenadas por dichos sensores de pixeles durante un correspondiente periodo de tiempo anterior: y dicho controlador identifica los sensores de pixeles en los que dicha carga almacenada es mayor que un valor de umbral, y

dicho controlador combina de manera cumulativa los datos a partir de una pluralidad de fOlogramas para cada sensor de pixel para determinar un correspondiente pixel en dicha imagen yen donde, para cada sensor de pixel, no combina los datos de un fotograma en los que se ha identificado que dicho sensor de pixel almacena una carga más grande que dicho valor de umbral.

Breve descripción de los d·bujos La Figura 1 es una vista superior de un sensor dental 30 de la técnica anterior. La Figura 2 es una vista en sección transversal por la linea 2-2 de la Figura 1. La Figura 3 es un dibujo esquemático de una distribución de imaginologia eMOS de la técnica anterior del lipa utilizado normalmente con el sensor dental 30.

La Figura 4 ilustra la carga generada por un pixel como función del tiempo.

La Figura 5 es un diagrama esquemático de un sensor de pixel que utiliza un ADC distribuido según una realización de la presente invención.

La Figura 6 ilustra un sistema de imaginologia dental según una realización de la presente invención.

La Figura 7 es un diagrama de flujo del algoritmo ejecutado por el controlador cuando se recibe un nuevo fotograma.

La Figura 8 ilustra un píxel de una distribución de imaginología según otra realización de la presente invención.

La Figura 9 ilustra un píxel de una distribución de imaginología según otra realización de la presente invención.

Descripción detaUada de las realizaciones preferidas La manera con la que la presente invención proporciona sus ventajas puede entenderse más fácilmente haciendo referencia a las Figuras 1 y 2, que ilustran un sensor dental de la técnica anterior. La Figura 1 es una vista superior del sensor dental 30, y la Figura 2 es una vista en sección transversal por la línea 2-2 mostrada en la Figura 1. El sensor dental 30 incluye una capa 32 de material de escintilación que convierte los rayos X en luz en la región visible del espectro. La luz generada en la capa 32 la ve un sensor de imagen 31 a través de una placa de canales 33 que consiste en un manojo de fibras ópticas que asocian la superficie del material de escintilación con el sensor de imagen 31. El sensor 30 se coloca dentro de la boca del paciente y es mantenido en el sitio por el paciente que muerde sobre la pestaña 34. Cuando los rayos X de una fuente fuera de la boca chocan en el sensor 30 después de pasar por los dientes del paciente, los rayos X golpean la capa 32. Cada interacción entre un rayo X y el material de la capa 32 tiene como resultado la generación de un fotón. Los fotones son emitidos en todas las direcciones. La placa de canales 33 bloquea los fotones que viajan en direcciones distintas a la definida por la abertura de las fibras ópticas mostradas en 35. La placa de canales 33 se hace principalmente de fibra de vidrio. El vid rio dopado con metal absorbe los rayos X que escapan de la capa de escintilación sin ser convertidos. El grosor del vidrio se elige de tal manera que el número de rayos X que alcance el sensor 31 se reduzca hasta el punto que sean raras las interacciones entre los rayos X y los píxeles en el sensor 31.

Ahora se hace referencia a la Figura 3, que es un dibujo esquemático de una distribución de imaginología CMOS de la técnica anterior del tipo utilizado normalmente con el sensor dental 30. La distribución de imaginologia 40 se construye de una distribución rectangular de sensores de píxeles 41 . Cada sensor de pixel incluye un fotadiado 46 y un circuito de interfaz 47. Los detalles del circuito de interfaz dependen del diseño particular de pixel. Sin embargo. todos los sensores de píxeles incluyen una puerta que se conecta a una línea de fila 42 que se utiliza para conectar ese sensor de pixel a una linea de bits 43. La fila específica que está habilitada en cada momento es determinada por una dirección de bit que se aporta... [Seguir leyendo]

1. Un sensor de imagen que comprende:

una distribución bidimensional (201) de sensores de pixeles (41) ; una capa (206) de material de escintilación adyacente a dicha distribución bidimensional, dicho material de escintilación se dispone para emitir luz como respuesta a los rayos X que chocan sobre el mismo, dichos sensores de pixeles se disponen para detectar dicha luz; y un controlador (202) que se dispone para leer los datos almacenados en dicha distribución bidimensional de sensores de pixeles y para formar una imagen que comprende una distribución bidimensional de pixeles a partir de los mismos, dicho controlador se dispone para corregir los errores de datos resultantes de los rayos X que generan los electrones que son almacenados en dichos sensores de pixeles en el proceso de formación de dicha imagen; en donde cada uno de dichos sensores de pixeles (41) comprende un fotodetector que se dispone para almacenar una carga como respuesta a dicha luz que es recibida por ese fotodetector durante un periodo de tiempo anterior; y en donde dicho controlador (202) se dispone para formar dicha imagen al hacer que dicha distribución de sensores de pixeles formen una pluralidad de fotogramas, cada fotograma comprende una distribución de mediciones determinadas por dichas cargas almacenadas por dichos sensores de pixeles durante un correspond iente periodo de tiempo anterior; caracterizado por que dicho controlador (202) se dispone para identificar los sensores de pixeles en los que dicha carga almacenada es mayor que un valor de umbral, y dicho controlador se dispone para combinar de manera cumulativa los datos de una pluralidad de fotogramas para cada sensor de pixel para determinar un correspondiente pixel en dicha imagen y en donde dicho controlador se dispone de tal manera que, para cada sensor de pixel, no combine los datos de un fotograma en el que se ha identificado que dicho sensor de pixel almacena una carga más grande que dicho valor de umbral.

2. El sensor de imagen de la reivindicación 1 en donde cada uno de dichos sensores de píxeles comprende además un circuito de restablecimiento, y una interfaz que se dispone para conectar ese sensor de pixel a dicho controlador

como respuesta a unas órdenes generadas por dicho controlador, dicho circuito de restablecimiento se dispone para restablecer dichos fotodetectores al hacer que un potencial predeterminado se acople a dicho fotodetector.

3. El sensor de imagen de la reivindicación 2, en donde dicho controlador (202) se dispone para hacer que dicho circuito de restablecimiento restablezca dichos fotodetectores al final de cada uno de dichos fotogramas.

4. El sensor de imagen de la reivindicación 1 en donde dicho valor de umbral es diferente para diferentes sensores de pixeles.