Método de tratamiento de señales en un aparato de radiología dental,

que comprende un sensor intraoral que incluye una matriz de píxeles activa producida usando la tecnología biCMOS, teniendo el método los siguientes pasos: - muestreo de los valores de los datos retenidos por los píxeles de la matriz que hayan sido expuestos a una radiación, - generación de al menos una señal de salida analógica del sensor basada en los valores de los datos muestreados en los píxeles. - conversión de dicha al menos una señal de salida analógica en una señal de salida digital, estando dicho método caracterizado porque el mismo comprende los pasos de: - generación de una señal de corrección analógica del sensor y salida; - conversión de analógica a digital de dicha señal de corrección analógica para obtener una señal de corrección digital; - conversión de digital a analógica de al menos un valor de la señal de corrección digital en una señal de corrección analógica; - aplicación de la señal de corrección analógica 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 reposo en la matriz, el paso de aplicación de una corrección teniendo en cuenta al menos un valor de la señal de corrección que es generada a partir de los valores de los datos muestreados en los píxeles de la matriz cuando ésta no está expuesta a ninguna radiación

**(Ver fórmula)**

CAMPO DEL INVENTO

Este invento se refiere al campo de la radiología dental.

ANTECEDENTES DEL INVENTO

Es conocido el equipo de radiología dental tal como se describe en la patente francesa FR 2.547.495, y en la patente Europea Número 0.129.451,

Tal equipo comprende una fuente de rayos X que emite radiación dirigida a un diente situado en la boca de un paciente y detrás del cual hay un sensor intraoral que recibe los rayos X que han pasado a través del diente.

Este sensor comprende:

- un escintilador en la entrada para convertir los rayos X que han pasado a través del diente en luz visible, -una placa de fibra óptica para transmitir la luz visible convertida a un dispositivo acoplado por carga detector del tipo CCD, el cual convierte la luz visible convertida en una señal eléctrica analógica al tiempo que absorbe los rayos X residuales que no hayan sido convertidos en luz visible.

La señal eléctrica es amplificada y transmitida en forma analógica a través de un cable largo, a una estación de trabajo de tratamiento y presentación a distancia, donde se digitaliza la señal y se procesa para producir una imagen que es después vista en una pantalla de presentación.

Este tipo de equipo con un detector de dispositivo acoplado por carga crea una alta relación de señal a ruido (SNR), por ejemplo de aproximadamente 60 dB.

También es conocido, de acuerdo con la patente US 5.912.942, un tipo de detector de rayos X en el que el sensor de píxeles activo (APS) usa la tecnología de fabricación CMOS.

En la patente antes mencionada, el equipo de radiología descrito en la misma comprende:

- una fuente de rayos X que pasan a través de un objeto, -un escintilador que convierte los rayos X que han pasado a través del objeto en luz visible, -una placa de fibra óptica que transmite la luz visible convertida a una matriz de píxeles activa que convierte la misma en una señal eléctrica analógica.

Puede observarse que el detector de CMOS obtiene una relación de señal a ruido (SNR) de inferior calidad a la del detector de CCD.

Se han identificado así varios factores que limitan la relación de señal a ruido del detector de CMOS.

Entre estos factores, está el de la corriente de reposo, que puede definirse como la corriente eléctrica recogida en la salida del detector cuando este último no está expuesto a rayos X de ningún tipo.

La presencia de la corriente de reposo conduce a un deterioro de la relación de señal a ruido.

Puede observarse que en tanto que la intensidad de la corriente de reposo tiene la característica especial de aumentar considerablemente con la temperatura, y puesto que el detector se calienta durante su uso, es aconsejable enfriarlo y/o no operarlo durante largos períodos de tiempo, para así no deteriorar todavía más la relación de señal o ruido.

Un segundo factor de limitación es el factor de relleno del detector.

Para un detector de CCD, el factor de relleno es en teoría 1, lo cual significa que se usa toda la superficie de píxeles para captar los rayos X y producir la correspondiente carga eléctrica que contribuirá a formar la imagen del diente sometido a los rayos X.

Por el contrario, en un detector de píxeles activo de CMOS, el elemento activo del píxel ocupa parte de la superficie del píxel, sin contribuir, sin embargo a la captación de los rayos X Con parte del píxel no contribuyendo al relleno, es decir no contribuyendo a la conversión de fotón-electrón, el factor de llenado es menos que 1, lo cual dificulta la obtención de una buena relación de señal a ruedo.

Un tercer factor de limitación es el resultado del hecho de que hoy en día no se sabe como usar la tecnología del CMOS para construir matrices de píxeles activos monolíticas de gran tamaño, típicamente de aproximadamente 20 por 30 mm, las cuales son las dimensiones corrientemente usadas para los sensores de radiología dental.

Para obtener una matriz de píxeles activa de gran tamaño en la tecnología de CMOS, es necesario montar juntas varias sub-matrices de menor tamaño, mediante un "cosido".

Las desigualdades creadas por una matriz obtenida de esta forma contribuyen a deteriorar la relación de señal a ruido.

Además, es de hacer notar que las condiciones específicas para el campo de la radiología dental hacen que sea difícil el diseño de un aparato de radiología dental con una relación de señal a ruido de alta calidad.

En particular, por cuanto se exponen personas a los rayos X, las dosis de rayos X usadas deberán ser tan bajas como sea posible y esas personas deberán ser expuestas a los rayos X durante el mínimo tiempo posible.

En otros campos, en lo que se use el detector de rayos X de tecnología CMOS, las dosis de rayos X no es necesario que sean tan bajas como en la radiología dental, lo cual permite obtener una señal de más alta intensidad en la salida del detector, y por consiguiente una mejor relación de señal a ruido.

También, una de las características especiales de los sensores de radiología dental intraoral es consecuencia del hecho de que el sensor que se sitúa en la boca del paciente debe ser tan pequeño como sea posible, para evitar la incomodidad producida al paciente, lo cual implica reducir el número de componentes del sensor.

Puede observarse que, en una realización preferida de los detectores de rayos X descritos en la Patente US 5.912.942, el sensor comprende un convertidor de analógico a digital integral con objeto de digitalizar la señal de salida analógica que ha de ser transmitida al ordenador a distancia sin retardo.

El diseño de un detector como ese va en contra de la miniaturización requerida para la instalación en la boca de un paciente.

Además, la introducción de un convertidor de analógico a digital a lo largo de una matriz de píxeles activa de tecnología CMOS, la cual es un elemento analógico, constituye una fuente de ruido adicional añadida a la obligación de aplicar una dosis mínima de rayos X, que contribuye a deteriorar la relación de señal a ruido del detector.

Puede observarse que otras fuentes de ruido no mencionadas son también capaces de afectar a la relación de señal a ruido del detector.

Generalmente, se siente la necesidad de nuevos aparatos de radiología dental y métodos de tratamiento de la señal usados en los mismos, con los cuales pueda mejorarse la relación de señal a ruido proporcionada por el detector del aparato.

Es también evidente que el uso de los aparatos de radiología dental existentes origina problemas de higiene que sería deseable resolver, al menos en cierta medida.

Así, cuando el dentista que lleva puestos guantes quirúrgicos sitúa un sensor intraoral detrás de un diente en la boca de un paciente, comprendiendo dicho sensor uno de los tipos de detector antes mencionados, tiene que conectar el sensor y después iniciar el generador de rayos X.

Para hacer esto, ha de ir hasta el ordenador situado a unos metros de distancia, lo cual no es ya muy práctico, y después picar con el ratón del ordenador para iniciar el sensor y el generador de rayos X por medio de una interfaz programada.

Sin embargo, durante todo ese tiempo, el dentista va con los guantes puestos que están ya contaminados por la saliva del paciente, con lo cual se corre el riesgo de producir contagio de la contaminación cuando el dentista más tarde maneje el ratón del ordenador usando guantes impregnados con la saliva de otro paciente.

Frente a tal situación, el dentista tiene que, o bien quitarse los guantes antes de manejar el ratón, o bien desinfectarlos después de su uso, lo que en ambos casos representa obligaciones adicionales que rápidamente se hacen onerosas cuando hayan de repetirse varias docenas de veces al día.

En el documento US 2003/146987 se describe un método para corregir las corrientes de reposo tal como se describe en el preámbulo de la reivindicación 1.

Por otra parte, existe también la necesidad de tener el aparato de radiología dental tan pequeño como sea posible, especialmente para el sensor intraoral y la electrónica asociada.

1. Método de tratamiento de señales en un aparato de radiología dental, que comprende un sensor intraoral que incluye una matriz de píxeles activa producida usando la tecnología biCMOS, teniendo el método los siguientes pasos:

- muestreo de los valores de los datos retenidos por los píxeles de la matriz que hayan sido expuestos a una radiación, -generación de al menos una señal de salida analógica del sensor basada en los valores de los datos muestreados en los píxeles. -conversión de dicha al menos una señal de salida analógica en una señal de salida digital, estando dicho método caracterizado porque el mismo comprende los pasos de: -generación de una señal de corrección analógica del sensor y salida; -conversión de analógica a digital de dicha señal de corrección analógica para obtener una señal de corrección digital; -conversión de digital a analógica de al menos un valor de la señal de corrección digital en una señal de corrección analógica; -aplicación de la señal de corrección analógica 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 reposo en la matriz,

el paso de aplicación de una corrección teniendo en cuenta al menos un valor de la señal de corrección que es generada a partir de los valores de los datos muestreados en los píxeles de la matriz cuando ésta no está expuesta a ninguna radiación.

2. Método de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque la señal de corrección es generada entre dos fases de exposición de la matriz a la radiación.

3. Método de acuerdo con la reivindicación 1 o 2, caracterizado porque la señal de corrección se genera regularmente a lo largo del tiempo.

4. Método de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque el mismo comprende un paso de producción de una sola señal de salida analógica basada en dos señales de salida analógicas simétricas.

5. Método de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque el mismo comprende un paso de producción de una sola señal de salida analógica basada en dos señales de salida analógicas, consecutivas al paso de aplicación de la corrección a una de las dos señales.

6. Método de acuerdo con la reivindicación 4 o 5, caracterizado porque el paso de producir una señal de salida analógica única basada en dos señales de salida analógicas es un paso de suma de las dos señales de salida analógicas.

7. Método de acuerdo con una de las reivindicaciones 4 a 6, caracterizado porque el paso de producir una sola señal de salida se efectúa en un convertidor de digital a analógico.

8. Método de acuerdo con una de las reivindicaciones 4 a 6, caracterizado porque el paso de aplicación de una corrección a la señal de salida analógica o a una de las señales de salida analógicas se ajusta de acuerdo con la ley de variación de acuerdo con el tiempo de la corriente de reposo de la matriz de píxeles activa de biCMOS y con la duración del uso de esa matriz.

9. Método de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 8, caracterizado porque el mismo comprende un paso de transmisión de dicha al menos una señal de salida analógica a un módulo electrónico a distancia del sensor, siendo efectuado los pasos de conversión y de aplicación de la corrección en dicho módulo a distancia.

10. Método de acuerdo con la reivindicación 9, caracterizado porque el mismo comprende un paso de transmisión de la señal de salida digital desplazada del módulo electrónico a distancia a una unidad de tratamiento de la señal y presentación a distancia.

11. Método de acuerdo con la reivindicación 10, caracterizado porque la transmisión se lleva a cabo usando un enlace de alambre que hace posible una velocidad de transmisión al menos igual a la de la norma USB2.0.

12. Método de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 11, caracterizado porque el mismo incluye un paso anterior de recepción por el sensor de rayos X que han pasado a través de al menos un diente.

13. Método de acuerdo con la reivindicación 12, caracterizado porque el mismo incluye un paso posterior de conversión en radiación visible de los rayos X recibidos, estando los píxeles de la matriz expuestos a la radiación visible.

14. Aparato de radiología dental, caracterizado porque el mismo comprende un sensor intraoral que incluye:

- un detector que comprende una matriz de píxeles activa producida usando la tecnología biCMOS y convirtiendo 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 dicha al menos una señal de salida analógica en una señal de salida digital, estando dicho aparato caracterizado porque el mismo comprende además: -medios para generar una corrección analógica del sensor y una señal de salida. -medios para la conversión de analógico a digital de dicha señal analógica así generada para obtener una señal de corrección digital; -un convertidor de digital a analógico para convertir al menos un valor de la señal de corrección digital en una señal de corrección analógica; -un corrector de la señal que es adecuado para aplicar la señal de corrección analógica 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 reposo en la matriz. -siendo adecuada la señal correctora para aplicar una corrección de acuerdo con al menos un valor de una señal de corrección que es generada a partir de los valores de los datos muestreados en los píxeles de la matriz cuando ésta no está expuesta a ninguna radiación.

15. Aparato de acuerdo con la reivindicación 14, caracterizado porque se ajusta el detector para generar una señal de corrección entre dos fases de exposición de la matriz a los rayos X.

16. Aparato de acuerdo con la reivindicación 14 ó 15, caracterizado porque se ajusta el detector para generar una señal de corrección regularmente a lo largo del tiempo.

17. Aparato de acuerdo con una de las reivindicaciones 14 a 16, caracterizado porque el mismo comprende unos medios de amplificación de cada una de las dos señales de salida analógicas.

18. Aparato de acuerdo con la reivindicación 17, caracterizado porque el convertidor de digital a analógico está enlazado en la salida a uno de los medios de amplificación de una de las dos señales de salida analógicas.

19. Aparato de acuerdo con una de las reivindicaciones 14 a 18, caracterizado porque el mismo comprende un circuito de preparación de una sola señal de salida analógica basada en dos señales de salida analógicas.

20. Aparato de acuerdo con la reivindicación 19, caracterizado porque las señales de salida analógicas son simétricas entre sí.

21. Aparato de acuerdo con la reivindicación 19 ó 20, caracterizado porque el circuito de producción de una sola señal es un circuito de suma de las dos señales de salida analógicas.

22. Aparato de acuerdo con la reivindicación 21, caracterizado porque el circuito de suma es un amplificador operacional diferencial.

23. Aparato de acuerdo con una de las reivindicaciones 19 a 22, caracterizado porque el circuito de producción de una sola señal está integrado en el convertidor de analógico a digital.

24. Aparato de acuerdo con una de las reivindicaciones 14 a 23, caracterizado porque el mismo comprende:

- un módulo electrónico a distancia del sensor y que incluye el convertidor de analógico a digital y el corrector de la señal; -un enlace entre el módulo electrónico y el sensor para transmitir dicha al menos una señal de salida analógica.

25. Aparato de acuerdo con la reivindicación 24, caracterizado porque el mismo comprende una unidad de tratamiento y presentación de dicha al menos una señal de salida procedente del sensor que ha sido digitalizada y desplazada, estando la unidad a distancia del módulo electrónico.

26. Aparato de acuerdo con la reivindicación 25, caracterizado porque el mismo comprende, entre el módulo y la unidad de tratamiento y presentación, un enlace de alambre de comunicación que permite una velocidad de transmisión al menos igual a la de la norma USB2.0 para la transmisión de dicha al menos una señal de salida digitalizada y desplazada.

27. Aparato de acuerdo con una de las reivindicaciones 14 a 26, caracterizado porque el sensor tiene un convertidor de rayos X que es capaz de convertir los rayos X que han pasado a través de un diente en radiación visible.

28. Aparato de acuerdo con la reivindicación 27, caracterizado porque el detector biCMOS que incluye la matriz de píxeles activa es capaz de convertir al menos una parte de la radiación visible que viene de la conversión de los rayos X en al menos una señal eléctrica analógica.