Brevet FR2938182A1 — publié le 20100514

La présente invention concerne un appareil de radiologie dentaire et un procédé d'utilisation de cet appareil. Dans le domaine de la radiologie dentaire on connaît des appareils de radiologie qui comprennent un générateur de rayons X et un capteur de rayons X montés chacun sur un bras d'une structure en forme d'arceau, par exemple dans le cadre d'acquisitions d'images panoramiques ou tomographiques à faisceau conique. Il existe des appareils qui ne permettent de réaliser que des clichés panoramiques et d'autres qui sont capables de produire à la fois des images panoramiques et des images tomographiques à faisceau conique. Le second type d'appareils comprend deux types de capteurs et un générateur de rayons X équipé de deux fentes de collimation. Pour chacun des deux types de fonctionnement, à savoir le mode panoramique et le mode tomographique à faisceau conique, l'un des deux capteurs associé à l'une des deux fentes est utilisé. Plus particulièrement, pour le fonctionnement de l'appareil en mode panoramique, le générateur de rayons X est pourvu d'une fente de collimation verticale (première fente) et l'un des capteurs (premier capteur) est réalisé sous la forme d'une matrice de pixels placé derrière une fente verticale disposée en vis-à-vis de la première fente du générateur. L'objet à radiographier est placé entre le générateur de rayons X et le premier capteur. Les rayons X sont émis par le générateur sous la forme d'un cône collimaté par la fente en direction de l'objet. Le capteur reçoit les rayons ayant illuminé l'objet, les convertit en signaux électriques et fournit en sortie un signal d'image de l'objet illuminé. Lorsque l'on souhaite effectuer, avec ce type d'appareil, une radiographie de la mâchoire d'un patient et notamment obtenir une image panoramique de celle-ci le patient est installé en position assise ou debout sous l'arceau, entre le générateur et le capteur. L'arceau pivote autour d'un axe de rotation vertical pendant l'éclairement de la mâchoire par les rayons X pour que le capteur puisse fournir des signaux d'image de la mâchoire du patient Simultanément au mouvement de rotation, l'axe de rotation de l'arceau décrit une trajectoire en forme de fer à cheval, qui suit la forme de l'arcade dentaire du patient. La zone d'intérêt recherchée (arcade dentaire) recouvre la mâchoire. Cependant, comme le générateur et le capteur sont placés de part et d'autre du patient, au cours de la rotation des structures osseuses vont se superposer à la mâchoire dans l'image résultante capturée par le capteur. Afin de limiter les effets de cette superposition, on effectue un décalage des pixels du capteur à une vitesse qui est asservie au mouvement et à la position de l'arceau. Ceci donne naissance à un flou cinétique tel que les structures osseuses indésirables précitées se traduisent par des bandes horizontales (flou de trainage) qui limitent la gêne lors de l'établissement d'un diagnostic. Par ailleurs, il est fait en sorte que les pixels du capteur qui sont lus de façon décalée dans le sens inverse du mouvement de parcours de la trajectoire restent fixes par rapport au plan de l'arcade qui se trouve dans la zone de netteté. Cette technique, qui contribue par ailleurs à un meilleur bilan dosimétrique, est connue sous le nom de TDI (acronyme signifiant en terminologie anglosaxonne � Time Delay Integration �). La combinaison de la vitesse de rotation de l'arceau, de la trajectoire du centre de rotation et de la vitesse de translation des pixels sur le capteur permet d'obtenir une zone de netteté (� focal trough � en terminologie anglosaxonne) ayant la forme d'une bande plus ou moins large qui suit l'arcade dentaire du patient. Les objets situés de part et d'autre de cette zone de netteté se traduisent par un flou de trainage. Au niveau de l'image résultante qui se présente comme une développée de la mâchoire du patient, les objets situés dans la zone de netteté vont se détacher distinctement du flou de trainage occasionné par les objets situés de part et d'autre de cette zone, facilitant ainsi le diagnostic. Le déplacement du capteur et du générateur suivant cette trajectoire est obtenu grâce à un mécanisme de servo moteur (par exemple une table pilotée en X, Y) placé au dessus de l'arceau et qui est commandé pour piloter le mouvement suivant les axes X et Y dans le plan de rotation du capteur et du générateur. La commande de ce mécanisme nécessite la connaissance de la trajectoire adaptée à la forme de l'arcade dentaire du patient. Or, lors de la réalisation d'un panoramique, l'opérateur de l'appareil ne dispose pas des informations lui permettant de commander le déplacement du capteur et du générateur de façon adaptée à la mâchoire du patient. Ainsi, bien souvent l'appareil met à la disposition de l'opérateur plusieurs formes standard d'arcades dentaires parmi lesquelles il sélectionne celle qui lui semble la plus adaptée au patient à radiographier. Ces formes standard sont basées sur des données statistiques de morphologies typiques. Ensuite, l'appareil est programmé pour que l'ensemble formé du capteur et du générateur parcourt la trajectoire correspondant à la forme standard d'arcade sélectionnée (la trajectoire est définie comme étant la ligne moyenne entre les deux bords opposés de la forme standard de l'arcade dentaire). Cette solution n'est toutefois pas entièrement satisfaisante puisque le capteur et le générateur ne sont pas positionnés de façon adaptée à la morphologie de la mâchoire du patient. Il peut en résulter des problèmes de netteté de la zone d'intérêt dans l'image ainsi obtenue. Par exemple, les dents du patient peuvent ne pas être entièrement inscrites dans la forme standard d'arcade sélectionnée par l'opérateur. Par ailleurs, le processus de sélection qui vient d'être décrit impose à l'opérateur d'effectuer plusieurs manipulations pour obtenir une image panoramique qui, en outre, est parfois imprécise sur certaines zones de l'arcade dentaire (incisives, molaires...). Au vu de ce qui précède, il serait intéressant de disposer d'un appareil et d'un procédé associé qui permettent de contribuer au moins en partie à la résolution d'au moins un des problèmes énoncés ci-dessus. La présente invention propose ainsi un appareil de radiologie dentaire 30 comprenant : - un générateur pourvu d'une fenêtre d'émission d'un rayonnement X et d'un dispositif de collimation positionné devant ladite fenêtre pour collimater de façon appropriée le rayonnement en utilisant plusieurs formes de fentes de collimation, - au moins un capteur comprenant une première surface d'acquisition d'image allongée suivant un axe Z perpendiculaire à un plan P et étant utilisée dans une première position de l'appareil pour produire une image panoramique d'une mâchoire placée entre le générateur et la première surface d'acquisition d'image, l'image panoramique étant produite à partir du rayonnement X collimaté par une première forme de fente de collimation allongée suivant l'axe Z et reçu par la première surface d'acquisition d'image de capteur et par déplacement du générateur et de ladite première surface suivant une trajectoire donnée dans le plan P combiné à une rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, ledit au moins un capteur comprenant une deuxième surface d'acquisition d'image utilisée en mode tomographique à faisceau conique, dans une deuxième position de l'appareil, pour produire une représentation volumique d'une partie seulement de la mâchoire à partir du rayonnement X collimaté par une deuxième forme de fente de collimation et reçu par la deuxième surface d'acquisition d'image et par déplacement du générateur et de ladite deuxième surface en rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, la deuxième forme de fente de collimation ayant des dimensions adaptées à celles de la deuxième surface d'acquisition d'image, caractérisé en ce que l'appareil est apte à occuper une troisième position d'utilisation et comporte à cet effet des moyens de positionnement, devant la fenêtre d'émission de rayonnement X, d'une troisième forme de fente de collimation allongée selon une direction parallèle au plan P et disposée en vis-à-vis d'une troisième surface d'acquisition d'image correspondant à une partie de la deuxième surface suivant l'axe Z afin de coopérer avec la troisième surface d'acquisition d'image, la dimension longitudinale de la fente selon la direction parallèle au plan P étant adaptée à la dimension de la deuxième surface d'acquisition d'image suivant cette même direction. L'appareil qui est capable de fonctionner en mode panoramique et en mode tomographique à faisceau conique est ainsi doté d'un nouveau mode de fonctionnement utilisant la tomographie à faisceau conique comme mode intermédiaire (troisième position de l'appareil) en vue de déterminer une trajectoire à parcourir par ledit au moins un capteur et la première fente lors de la production ultérieure d'image panoramique. Dans ce mode intermédiaire, l'appareil est configuré par l'agencement d'une troisième forme de fente de collimation allongée dans le plan P en vis-à-vis de la première surface d'acquisition d'image qui est utilisée classiquement en tomographie à faisceau conique. Plus particulièrement, cette nouvelle configuration d'appareil de radiologie dentaire procure une nouvelle fonctionnalité à l'appareil permettant d'obtenir une représentation volumique d'une partie de la mâchoire (par tomographie à faisceau conique). Les dimensions adaptées de la forme de troisième fente ainsi orientée et de la première surface d'acquisition d'image permettent d'obtenir une représentation volumique seulement d'une partie de la mâchoire en largeur. Cette représentation volumique contient des données qui seront utilisées par l'appareil lorsqu'il fonctionnera en mode panoramique conventionnel pour produire une image panoramique. On notera que ce nouvel agencement de l'appareil est utilisé pour produire plusieurs représentations volumiques de parties différentes de l'objet. Ainsi, selon une caractéristique, l'appareil comprend des moyens d'obtention en mode tomographique à faisceau conique d'un nombre prédéterminé de représentations volumiques représentant chacune une partie différente de mâchoire à partir d'un ensemble deuxième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P. Cette pluralité de représentations volumiques fournit les données 25 nécessaires permettant d'améliorer le mode de fonctionnement panoramique de l'appareil. Pour ce faire, le nombre des représentations volumiques est choisi de façon à couvrir la partie d'une mâchoire située au dessus et en dessous de la zone d'occlusion (partie des deux arcades dentaires où les dents se touchent). 30 Plus particulièrement, l'appareil comprend : - des moyens de positionnement dans le plan P, autour d'un axe fixe parallèle à l'axe Z, de l'ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P ; - des moyens d'entrainement en rotation autour de l'axe de rotation fixe de l'ensemble troisième surface - générateur ; - des moyens d'acquisition de plusieurs signaux d'image d'une partie de mâchoire illuminée par le rayonnement collimaté par la troisième forme de fente orientée parallèlement au plan P pour une pluralité de positions angulaires adoptées par l'ensemble troisième surface - générateur au cours du mouvement de rotation. Ces moyens qui sont propres à un appareil fonctionnant en mode tomographique permettent, en association avec la forme de fente orientée parallèlement au plan P et dont la dimension longitudinale est adaptée à la largeur de la deuxième surface d'acquisition d'image, d'acquérir des signaux d'image d'une partie de mâchoire. La hauteur de cette partie de mâchoire ne correspond pas à la hauteur totale de la mâchoire mais ce n'est pas important compte tenu du fait que l'information recherchée se situe sensiblement au niveau de la zone d'occlusion. Selon une caractéristique, les moyens de positionnement sont aptes à positionner l'ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P successivement autour d'autres axes fixes de rotation afin que, pour chaque positionnement autour d'un de ces autres axes de rotation, les moyens d'entrainement et les moyens d'acquisition soient aptes à coopérer en vue d'acquérir des signaux d'image d'une autre partie de mâchoire illuminée. Ainsi, en déplaçant de façon appropriée l'axe de rotation par rapport à des zones de la mâchoire sélectionnées on est en mesure d'obtenir des signaux d'image de la zone concernée. Selon une caractéristique, l'appareil comprend des moyens d'obtention, à partir de l'ensemble des signaux d'image acquis, d'une représentation volumique de chaque partie de mâchoire illuminée. Ainsi, on peut obtenir une représentation volumique d'une partie de mâchoire illuminée après chaque acquisition de l'ensemble des signaux d'image de la partie concernée ou bien une fois que les ensembles de signaux d'image ont été acquis pour toutes les parties de mâchoire. Cette dernière méthode prévoit de regrouper l'acquisition de tous les signaux d'image au cours d'une seule phase afin d'immobiliser le patient le moins longtemps possible. Ceci permet de réduire les risques d'erreurs si le patient bouge. Selon une caractéristique, l'appareil comprend : - des moyens de reconstruction d'une représentation volumique de mâchoire à partir des représentations volumiques des différentes parties de mâchoire ; et - des moyens d'identification, à partir de la représentation volumique ainsi reconstruite, d'une trajectoire que devra suivre l'ensemble première surface d'acquisition d'image - générateur lors de la production ultérieure d'une image panoramique de la mâchoire. Lorsque les représentations volumiques des différentes zones ou parties sélectionnées de la mâchoire ont été obtenues, elles sont alors regroupées au sein d'une représentation volumique qui représente l'ensemble de la mâchoire sur toute sa largeur (sur une hauteur réduite par rapport à la hauteur totale de la mâchoire). L'appareil comprend des moyens lui permettant d'obtenir, par tomographie à faisceau conique, à partir de la représentation volumique ainsi reconstruite, une trajectoire adaptée à l'objet à radiographier. Lors de l'élaboration ultérieure d'une image panoramique de cet objet, le déplacement de l'appareil sera guidé suivant cette trajectoire afin que la première surface d'acquisition d'image et le générateur suivent au plus près, c'est-à-dire le plus fidèlement possible, les contours de l'objet. Il s'ensuit que l'image panoramique de l'objet qui sera générée sera de meilleure qualité qu'auparavant. En effet, on s'assure ainsi que l'objet (arcades dentaires) soit dans le plan de netteté. En outre, l'opérateur n'aura pas besoin d'effectuer de choix parmi des types d'arcades dentaires standards, ce qui limitera le risque d'erreurs et les manipulations. Selon une caractéristique, les moyens d'identification d'une trajectoire à partir de la représentation volumique reconstruite comprennent des moyens de seuillage ou de segmentation des données constitutives de cette représentation volumique. Selon une caractéristique, le dispositif de collimation comprend trois fentes de collimation de formes différentes qui sont aptes à être positionnées chacune, sur commande, devant la fenêtre d'émission pour collimater de façon appropriée le rayonnement. L'appareil est ainsi équipé de trois fentes de collimation, chacune d'entre elles étant dédiée à un mode de fonctionnement particulier (position d'utilisation de l'appareil). Selon une caractéristique, le dispositif de collimation comporte un support de fentes de collimation mobile qui est apte à positionner, sous l'action de moyens de positionnement, une fente de collimation devant la fenêtre d'émission de rayonnement X. Ce dispositif permet ainsi de commuter les fentes de façon adaptée en 15 fonction du mode de fonctionnement programmé pour l'appareil. Selon une caractéristique, le support de fentes de collimation est apte à pivoter sous l'action des moyens de positionnement. Selon une caractéristique, le dispositif de collimation comprend une fente de collimation et des moyens de réglage des dimensions de la fente afin de 20 lui conférer au moins certaines des trois formes de fente de collimation utilisées dans les trois positions respectives de l'appareil. L'appareil est ainsi équipé d'une fente à géométrie variable. Selon une autre caractéristique, les moyens de réglage sont des moyens de réglage de l'allongement de la fente selon des directions 25 perpendiculaires entre elles. Selon une caractéristique, les moyens de réglage sont indépendants selon les directions. Selon une caractéristique, la fente de collimation est délimitée par quatre bords et les moyens de réglage sont aptes à déplacer chacun des bords de 30 façon indépendante l'un de l'autre. Selon une caractéristique, chaque première, deuxième et troisième surface d'acquisition d'image dudit au moins un capteur est une matrice de pixels ou une sous-matrice de pixels. Selon une caractéristique, le nombre prédéterminé de représentations volumiques dépend notamment de la taille de la matrice de pixels ou de la sous-matrice de pixels de la troisième surface d'acquisition d'image. En effet, la taille de la matrice ou de la sous-matrice limite le volume de la partie de mâchoire balayée en tomographie à faisceau conique et donc dicte le nombre de � volumes élémentaires � nécessaires à l'obtention d'une représentation volumique de la mâchoire dans toute sa largeur, au dessus et en dessous de la zone d'occlusion mais pas dans toute sa hauteur. Selon une caractéristique, les moyens d'acquisition de plusieurs signaux d'image comprennent des moyens de lecture des données capturées par la matrice ou la sous-matrice de pixels, lesdits moyens de lecture comportant des moyens de regroupement des pixels suivant un nombre prédéterminé de pixels aux fins de lecture des pixels ainsi regroupés. Le groupement de pixels permet de diminuer la dose de rayons X utilisée pour le fonctionnement de l'appareil avec la deuxième surface d'acquisition d'image en mode intermédiaire (mode de détermination de trajectoire). Même si l'on perd de la résolution spatiale dans l'image acquise lors du regroupement de pixels cela n'est pas préjudiciable compte tenu de l'information recherchée. Selon une caractéristique, les première et deuxième surfaces d'acquisition d'image font respectivement partie d'un premier et d'un second capteur. Ces deux capteurs sont physiquement différents. L'un des capteurs est uniquement adapté au mode panoramique (acquisition d'image panoramique par tomographie linéaire), tandis que l'autre est adapté au mode tomographique à faisceau conique pour acquérir une image volumétrique d'un "petit champ" (typiquement, cela correspond à une image d'une demi-arcade dentaire). Cet agencement permet ainsi de positionner facilement et de façon contrôlée (par exemple par un système de contrôle faisant intervenir un ordinateur/système informatisé) l'un ou l'autre des capteurs selon le mode de fonctionnement sélectionné. Selon une caractéristique, les première, deuxième et troisième surfaces d'acquisition d'image font partie d'un même capteur. On dispose ainsi d'un seul capteur dont on utilise une ou plusieurs surfaces d'acquisition d'image qui correspondent à la totalité de la surface sensible (surface active de détection) du capteur ou à une partie de celle-ci selon le mode de fonctionnement souhaité. La sélection d'une surface d'acquisition d'image donnée peut être réalisée simplement par lecture / non lecture des pixels situés dans la surface / en dehors de la surface. Avec un capteur de grandes dimensions qui permet d'acquérir un crâne complet en mode tomographique à faisceau conique, on n'utilise, dans le mode de fonctionnement intermédiaire (détermination de trajectoire), qu'une surface réduite de ce capteur (troisième surface d'acquisition d'image) en ne lisant pas les pixels de la deuxième surface agencés hors de la troisième surface. Ceci permet de réduire les doses de rayonnement utilisées. L'invention a également pour objet un procédé pour produire une image panoramique d'une mâchoire d'un patient à partir d'un appareil de radiologie dentaire comprenant : - un générateur pourvu d'une fenêtre d'émission d'un rayonnement X et d'un dispositif de collimation positionné devant ladite fenêtre pour collimater de façon appropriée le rayonnement en utilisant plusieurs formes de fentes de collimation, - au moins un capteur comprenant une première surface d'acquisition d'image allongée suivant un axe Z perpendiculaire à un plan P et étant utilisée dans une première position de l'appareil pour produire une image panoramique d'une mâchoire placée entre le générateur et la première surface d'acquisition d'image, l'image panoramique étant produite à partir du rayonnement X collimaté par une première forme de fente de collimation allongée suivant l'axe Z et reçu par la première surface d'acquisition d'image de capteur et par déplacement du générateur et de ladite première surface suivant une trajectoire donnée dans le plan P combiné à une rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, ledit au moins un capteur comprenant une deuxième surface d'acquisition d'image utilisée en mode tomographique à faisceau conique, dans une deuxième position de l'appareil, pour produire une représentation volumique d'une partie seulement de la mâchoire à partir du rayonnement X collimaté par une deuxième forme de fente de collimation et reçu par la deuxième surface d'acquisition d'image et par déplacement du générateur et de ladite deuxième surface en rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, la deuxième forme de fente de collimation ayant des dimensions adaptées à celles de la deuxième surface d'acquisition d'image, caractérisé en ce que le procédé comprend, dans une troisième position d'utilisation de l'appareil en mode tomographique à faisceau conique, les étapes préalables suivantes afin d'obtenir une trajectoire qui sera parcourue dans le plan P, par l'ensemble générateur-première surface d'acquisition d'image, dans la première position d'utilisation de l'appareil pour la production d'une image panoramique de la mâchoire: - positionnement devant la fenêtre d'émission de rayonnement X d'une troisième forme de fente de collimation allongée selon une direction parallèle au plan P et dont la dimension longitudinale selon cette direction est adaptée à la dimension de la deuxième surface d'acquisition d'image suivant cette même direction, - positionnement en vis-à-vis de la troisième forme de fente de collimation ainsi orientée, d'une troisième surface d'acquisition d'image correspondant à une partie de la deuxième surface suivant l'axe Z, aux fins de coopération de la troisième forme de fente et de la troisième surface. Ce procédé prévoit ainsi de passer temporairement à un mode intermédiaire de fonctionnement tomographique (mode de détermination de trajectoire) afin d'acquérir des données qui vont être utilisées pour améliorer le fonctionnement de l'appareil en mode panoramique et, notamment, augmenter la qualité des images panoramiques. Ce passage est effectué en changeant la configuration/position de l'appareil. En particulier, une nouvelle orientation/forme de fente est associée avec la deuxième surface d'acquisition d'image à la place de la deuxième forme de fente qui est normalement utilisée pour la tomographie à faisceau conique. Selon une caractéristique, le procédé comporte consécutivement aux étapes de positionnement, une étape d'obtention en mode tomographique à faisceau conique d'un nombre prédéterminé de représentations volumiques représentant chacune une partie différente de mâchoire à partir de l'ensemble deuxième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P. Selon une caractéristique, le procédé comprend les étapes suivantes : a) positionnement dans le plan P, autour d'un axe fixe parallèle à l'axe Z, de l'ensemble deuxième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P ; b) entrainement en rotation autour de l'axe de rotation fixe de l'ensemble deuxième surface d'acquisition d'image - générateur ; c) acquisition de plusieurs signaux d'image d'une partie de mâchoire illuminée par le rayonnement collimaté par la troisième forme de fente orientée parallèlement au plan P pour une pluralité de positions angulaires adoptées par l'ensemble deuxième surface d'acquisition d'image - générateur au cours du mouvement de rotation. Selon une caractéristique, le procédé comprend de plus les étapes suivantes : - positionnement de l'ensemble deuxième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P autour d'un autre axe fixe parallèle à l'axe Z et - réalisation des étapes b) et c) pour l'acquisition des signaux d'image d'une autre partie de mâchoire illuminée. On notera que l'ensemble des deux étapes précité est effectué le nombre de fois qui est nécessaire pour acquérir des signaux d'image sur l'ensemble de la mâchoire en largeur. Selon une caractéristique, le procédé comporte une étape d'obtention, à partir de l'ensemble des signaux d'image acquis, d'une représentation volumique de chaque partie de mâchoire illuminée. Selon une caractéristique, le procédé comprend les étapes suivantes : - reconstruction d'une représentation volumique de mâchoire à partir des représentations volumiques des différentes parties de mâchoire ; - identification, à partir de la représentation volumique ainsi reconstruite, d'une trajectoire que devra suivre l'ensemble première surface d'acquisition d'image - générateur lors de la production ultérieure d'une image panoramique de la mâchoire. Selon une caractéristique, l'identification d'une trajectoire à partir de la représentation volumique reconstruite comprend une étape de seuillage ou de segmentation des données constitutives de cette représentation volumique. Selon une caractéristique, le procédé comporte les étapes suivantes : - positionnement devant la fenêtre d'émission de rayonnement X de la première forme de fente de collimation allongée suivant l'axe Z, - positionnement de la première surface d'acquisition d'image en vis-à-vis de la première forme de fente de collimation ainsi orientée, - commande du déplacement de l'ensemble formé du générateur pourvu de la première forme de fente de collimation et de la première surface d'acquisition d'image disposées parallèlement à l'axe Z suivant la trajectoire préalablement obtenue combiné à un mouvement de rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, - acquisition d'une image panoramique de la mâchoire lors de ce 15 déplacement commandé combiné à un décalage des pixels de la première surface d'acquisition d'image. Ainsi, une fois la trajectoire déterminée avec le mode de fonctionnement tomographique intermédiaire le procédé prévoit de passer au mode de fonctionnement panoramique. 20 Pour ce faire, la configuration/position de l'appareil est encore une fois modifiée. La troisième forme de fente et la deuxième surface d'acquisition d'image sont remplacées respectivement par la première forme de fente et la première surface d'acquisition d'image qui sont normalement associées en mode panoramique. 25 La trajectoire obtenue permet alors de programmer de façon précise et fiable le déplacement de la première surface d'acquisition d'image capteur et du générateur pourvu de la première forme de fente dans le plan pour produire une image finale de grande qualité. Selon une caractéristique, le dispositif de collimation comprend trois 30 fentes de collimation de formes différentes et le positionnement de chacune d'elle devant la fenêtre d'émission est effectué par déplacement à partir d'une position de repos placée en dehors du rayonnement issu du générateur. Selon une caractéristique, le dispositif de collimation comprend une fente de collimation et le positionnement, devant la fenêtre d'émission, d'une forme de fente de collimation différente est effectué par réglage des dimensions de la fente. Selon une caractéristique, le réglage comprend plus particulièrement le réglage de l'allongement de la fente selon des directions perpendiculaires entre elles. Selon une caractéristique, chaque première, deuxième et troisième surface d'acquisition d'image dudit au moins un capteur est une matrice de pixels ou une sous-matrice de pixels. Selon une caractéristique, le nombre prédéterminé de représentations volumiques dépend notamment de la taille de la matrice ou de la sous-matrice de pixels de la troisième surface d'acquisition d'image. Selon une caractéristique, l'acquisition de plusieurs signaux d'image comprend une étape de lecture des données capturées par la matrice ou la sous- matrice de pixels et qui comporte un regroupement des pixels suivant un nombre prédéterminé de pixels aux fins de lecture des pixels ainsi regroupés. Selon une caractéristique, les première et deuxième surfaces d'acquisition d'image font respectivement partie d'un premier et d'un second capteur. Selon une caractéristique, le positionnement d'un capteur en vis-à-vis du générateur est effectué par déplacement dudit capteur. Selon une caractéristique, les première, deuxième et troisième surfaces d'acquisition d'image font partie d'un même capteur. D'autres particularités et avantages de l'invention apparaitront au cours de la description ci-après faite de façon non limitative en référence aux dessins annexés, sur lesquels : - la figure 1 est une vue schématique générale d'un appareil de radiologie dentaire selon l'invention; - la figure 2 est une vue schématique générale montrant l'agencement d'une première surface d'acquisition d'image et d'une première forme de fente 30 verticale en position pour le mode de fonctionnement panoramique ; - la figure 3 est une vue schématique générale simplifiée de la table de déplacement 24 de l'appareil de la figure 1 ; - la figure 4 est une vue schématique générale montrant l'agencement d'une deuxième surface d'acquisition d'image et d'une deuxième forme de fente pour le mode de fonctionnement tomographique ; - la figure 5 est une vue schématique générale montrant l'agencement d'une troisième surface d'acquisition d'image et d'une troisième forme de fente horizontale en position pour le mode de fonctionnement de détermination d'une trajectoire ; - les figures 6a et 6b illustrent de façon schématique les moyens utilisés pour réaliser une fente à géométrie variable ; - la figure 6c illustre un exemple de fente obtenu avec les agencements des figures 6a et 6b ; - la figure 7 représente un algorithme de fonctionnement de l'appareil de la figure 1 ; - la figure 8 illustre de façon schématique en vue de dessus trois portions volumiques reconstruites de trois parties différentes d'une arcade dentaire ; - la figure 9 illustre de façon schématique en perspective l'une des portions volumiques reconstruites ; - la figure 10 illustre de façon schématique en vue de dessus, l'arcade dentaire, le volume reconstruit et la trajectoire déterminée grâce à l'invention ; - la figure 11 est une représentation schématique d'une image panoramique obtenue à partir de la trajectoire de la figure 10. Comme représenté à la figure 1 et désigné par la référence générale notée 10, un appareil de radiologie dentaire selon l'invention est un appareil combinant à la fois les fonctionnalités d'un appareil panoramique et celles d'un appareil tomographique. Plus particulièrement, cet appareil permet de produire des images panoramiques d'un objet tel qu'une arcade dentaire ainsi que des images en trois dimensions d'un objet obtenues par tomographie à faisceau conique. L'appareil comprend un bâti 12 fixe, par exemple une potence verticale, sur laquelle est montée une unité radiographique tournante 14 qui va maintenant être décrite. Cette unité comprend une structure mobile 16 en forme de C couché (arceau) comportant une poutre centrale horizontale 16a formant support qui constitue le corps du C et deux bras verticaux 16b et 16c descendant à partir de la poutre horizontale et qui constituent chacun les deux branches du C. Une source ou générateur de rayons X 18 est montée de manière fixe sur le bras 16b, tandis qu'une unité de détection mobile 20 est montée sur le bras 16c. Le générateur 18 et l'unité de détection 20 sont ainsi disposés en vis-à-vis l'un de l'autre et sont dans une relation géométrique fixe l'un par rapport à l'autre. La structure 16 qui sert de support au générateur 18 et à l'unité 20 constitue le coeur de l'unité radiographique tournante 14. L'appareil de radiologie 10 comporte également, de façon non représentée, un bras inférieur fixé par une extrémité au bâti 12. L'extrémité libre du bras est équipée d'un dispositif de positionnement permettant d'immobiliser la tête du patient pendant la prise de clichés radiographiques, lors du fonctionnement de l'appareil. La tête est ainsi intercalée entre le générateur 18 et l'unité de détection 20. Le générateur de rayonnement est équipé d'un support mobile 22, par exemple, en forme de portion de cercle (secteur angulaire), agencé contre la face 18a du générateur qui fait face à l'unité 20 et dans laquelle est aménagée une ouverture 18b pour la sortie des rayons X issus du générateur. Le support est positionné devant cette fenêtre de sortie 18b des rayons X et comporte plusieurs fentes de collimation, par exemple trois. Ces fentes sont destinées à être placées chacune en regard de la fenêtre d'émission 18b en fonction du déplacement commandé du support. Un moyen de déplacement tel qu'un moteur 18c permet de contrôler le déplacement du support qui s'effectue, ici, sous la forme d'un pivotement autour d'un axe 18d perpendiculaire à la face 18a du générateur. Ainsi, le déplacement contrôlé du support permet de positionner devant la fenêtre 18b, à partir d'une position de repos, une fente de collimation qui aura été préalablement sélectionnée. Plus particulièrement, le support de fentes 22 comprend trois formes différentes de fentes 22a, 22b et 22c qui sont chacune adaptées à un mode d'utilisation ou position particulier de l'appareil lorsqu'elles sont disposées à tour de rôle devant une fenêtre d'émission 18b. Une première fente 22a est allongée suivant un axe Z, par exemple vertical, qui est perpendiculaire à un plan P, par exemple horizontal, lorsqu'elle est amenée en vis-à-vis de la fenêtre 18b par les moyens de positionnement (fig.1). Cette fente est par exemple de forme rectangulaire. La fente 22a est utilisée dans une première position de l'appareil pour produire une image panoramique d'un objet placé entre le générateur pourvu de cette fente et l'unité de détection mobile 20. Le faisceau de rayons X issu de la fenêtre d'émission 18b est collimaté par la fente et a ainsi une forme de cône tronqué. Ce faisceau est allongé à sa base (dans une section parallèle au plan de la fente) selon une direction correspondant à la direction d'allongement de la fente. L'unité de détection 20 reçoit alors le rayonnement collimaté qui a traversé l'objet placé sur le trajet du rayonnement. À cet égard, l'unité de détection 20 comporte deux capteurs 20a, 20b et une électronique 20c de commande et d'alimentation des capteurs et de traitement des signaux recueillis par ceux-ci. L'électronique est commune aux deux capteurs mais comporte des fonctionnalités spécifiques pour chaque capteur notamment en ce qui concerne le traitement des données recueillies par les capteurs et leur transmission à une unité de traitement éloignée et non représentée. Selon la nature des capteurs, la partie de l'électronique relative à la commande et/ou à l'alimentation est spécifique ou non à chaque capteur. Le premier capteur, noté 20a, est destiné à coopérer, par sa surface d'acquisition d'image (surface active de détection optique du rayonnement) appelée première surface d'acquisition d'image, avec la première fente 22a dans le premier mode d'utilisation de l'appareil. Pour ce faire, l'appareil comporte des moyens de positionnement du capteur 20a en vis-à-vis de la première fente 22a. Ces moyens sont, par exemple, portés par le bras 16c et prennent la forme, par exemple, d'un moteur 20d de commutation. Ce moteur, lorsqu'il est commandé de façon appropriée, permet de faire tourner l'unité 20 autour d'un axe vertical dans l'un des sens indiqués par la double flèche sur la figure 1 et, ainsi, d'amener l'un ou l'autre des capteurs en vis-à-vis du support mobile 22 et notamment de la fente 22a. Ce premier mode de fonctionnement de l'appareil sera décrit plus en détail en référence à la figure 2. Une deuxième forme de fente 22b pratiquée dans le support 22 est amenée en correspondance avec la fenêtre 18b par les moyens de positionnement 18c dans une deuxième position de l'appareil. De façon correspondante, les moyens de positionnement 20d font pivoter l'unité de détection 20 afin d'amener le second capteur 20b en vis-à-vis de la deuxième fente 22b (position illustrée sur la figure 1). Le deuxième capteur est destiné à coopérer, par sa surface d'acquisition d'image (surface active de détection optique du rayonnement) appelée deuxième surface d'acquisition d'image, avec la deuxième fente. On notera que cette deuxième fente possède des dimensions qui sont adaptées à celles du second capteur compte tenu de la distance séparant la fente et le capteur, afin de pouvoir acquérir, par exemple, une image volumétrique d'un objet souhaité. Ce deuxième mode de fonctionnement de l'appareil (tomographie à faisceau conique) sera décrit plus en détail en référence à la figure 4. La deuxième fente et le second capteur illustrés sur la figure 4 possèdent tous deux des formes plus carrées que celles illustrées sur la figure 2. Selon une variante, les dimensions du second capteur et de la deuxième fente permettent d'acquérir par tomographie à faisceau conique une mâchoire 20 complète, voire un crâne complet d'une personne. Le support 22 comporte en outre une troisième forme de fente de collimation 22c qui, lorsqu'elle est positionnée devant la fenêtre d'émission 18b, est allongée suivant un axe ou une direction parallèle au plan P qui, ici, est par exemple, horizontal. 25 Cette fente est, par exemple, de forme rectangulaire. La fente 22c est utilisée dans une troisième position de l'appareil en association avec le second capteur 20c du deuxième mode. Ce troisième mode de fonctionnement de l'appareil (mode de détermination de trajectoire) sera décrit plus en détail en référence à la figure 5. 30 Dans la position représentée à la figure 1, la première fente 22a qui est allongée suivant l'axe Z a été sélectionnée (premier mode de fonctionnement du générateur). Comme représenté de façon très schématique sur la figure 2, le premier capteur 20a est positionné en vis-à-vis du générateur 18. Le premier capteur est apte, d'une part, à recevoir le rayonnement X provenant du générateur et ayant illuminé l'objet 23 placé entre générateur et capteur et, d'autre part, à transformer ce rayonnement atténué par son passage à travers l'objet en un signal électrique représentatif d'une image radiographique de cet objet. On notera que le premier capteur 20a comprend une matrice de pixels qui est allongée suivant une direction longitudinale parallèle à l'axe Z et agencée en correspondance avec le faisceau issu de la fente de collimation 22a pour ce premier mode de fonctionnement de l'appareil. Ce capteur est, par exemple, un capteur à transfert de charge de type CCD et ses dimensions rectangulaires sont par exemple 12 cm (hauteur selon l'axe Z) x 1 cm (largeur). Le capteur et la fente sont l'un par rapport à l'autre dans un rapport de grandissement par exemple de 5. Ainsi, si le capteur a une largeur de 1 cm, la fente a une largeur de 2 mm. On notera que le rapport des dimensions entre la fente et la zone du capteur que l'on veut illuminer est égal au rapport des distances entre le foyer d'émission des rayons X et la fente (distance par exemple de 12 cm), d'une part, et le foyer d'émission et le capteur (distance par exemple de 60 cm) d'autre part. L'appareil de la figure 1 est apte à fonctionner de façon connue en mode panoramique (premier mode). Pour ce faire, l'ensemble comprenant le générateur équipé de la première forme de fente 22a et le premier capteur porté par la structure en arceau effectue un déplacement dans un plan P perpendiculaire à l'axe Z (figure 2). Le fonctionnement de l'appareil serait toutefois identique si l'axe Z et le plan P, tous deux perpendiculaires, n'étaient pas respectivement vertical et horizontal. Le déplacement dans le plan P est un mouvement résultant d'une combinaison d'une rotation d'axe parallèle à l'axe Z et d'un déplacement le long d'une trajectoire en forme de fer à cheval qui reproduit la forme générale d'une arcade dentaire d'une mâchoire d'un patient 23. Cette trajectoire correspond, dans un plan horizontal, à la ligne moyenne entre les deux bords opposés de l'arcade dentaire. Le déplacement de l'ensemble générateur-capteur est assuré par des moyens de déplacement de la structure porteuse. Ces moyens se présentent, par exemple, sous la forme d'une table de déplacement 24 pilotée en X, Y (mécanisme de servo commande) et qui est programmée pour décrire la trajectoire précitée (fig. 1). Comme représenté de façon très schématique à la figure 3, la table 24 comprend un premier chariot 30 coulissant sur deux rails longitudinaux 32, 34 dans une première direction Al (Y) sous l'action d'un premier moyen d'entrainement tel qu'un moteur 36 relié au chariot par une vis sans fin 38. La table comprend également un second chariot 40 coulissant sur deux rails longitudinaux 42, 44 dans une seconde direction A2 (X) (les directions Al etA2 sont contenues dans un plan parallèle au plan P) sous l'action d'un deuxième moyen d'entrainement tel qu'un moteur 46 relié au chariot par une vis sans fin 48. La table 24 est solidaire de la structure 16 en forme d'arceau et un moyen d'entrainement 49 tel qu'un moteur est relié à la structure 16 afin d'entrainer cette structure en rotation, sur commande, autour de l'axe de rotation 51 perpendiculaire au plan P et donc perpendiculaire au plan défini par les directions Al et A2. En commandant de façon appropriée le déplacement des chariots 30 et 40 selon les directions X et Y la structure 16 décrit la trajectoire recherchée (en forme de fer à cheval) dans le plan P. On notera que, lors du déplacement du générateur et du premier capteur 20a autour de l'objet (mâchoire du patient) dans le plan P, le capteur fonctionne en mode dit TDI (connu en terminologie anglosaxonne sous l'expression � Time Delay Integration �). Ce mode de fonctionnement connu en soi a pour but de faire en sorte que les pixels du capteur mobile qui capturent le rayonnement ayant illuminé la mâchoire du patient soient considérés comme fixes par rapport à la mâchoire. Pour ce faire, la fréquence de lecture de la matrice de pixels est agencée de façon à ce que le décalage des lignes de la matrice vers le registre à décalage, sous des impulsions de lecture de celle-ci, ait lieu dans un sens opposé à celui du déplacement du capteur. Le mode TDI permet ainsi d'éviter les phénomènes de flou dans l'image panoramique obtenue. Le premier mode de fonctionnement de l'appareil de la figure 1 qui vient d'être décrit concerne le mode panoramique. L'appareil 10 selon l'invention est également capable d'être utilisé dans un deuxième mode de fonctionnement pour réaliser des clichés radiographiques en trois dimensions par tomographie à faisceau conique. Dans ce mode le support 22 est déplacé pour disposer la deuxième fente de collimation 22b devant la fenêtre 18b. En outre, les moyens d'entrainement en rotation 20d de l'unité 20 font pivoter l'ensemble pour amener le second capteur 20b en vis-à-vis de la deuxième fente, ainsi que représenté sur la figure 4. Le second capteur 20b comprend une matrice de pixels CMOS ayant une forme plus carrée que le premier capteur et également une surface active plus grande. Les dimensions du capteur sont par exemple 6 cm (hauteur selon l'axe Z) x 5 cm (largeur). Avec de telles dimensions la taille du second capteur 20b n'est pas suffisamment grande pour acquérir en une seule fois l'image en trois dimensions (représentation volumique) d'une mâchoire par tomographie à faisceau conique. De ce fait, ce capteur est utilisé pour produire une image tomographique de ce que l'on appelle communément en radiologie dentaire "petit champ". Il s'agit d'une partie d'intérêt seulement d'une mâchoire comprenant au minimum une demi-arcade dentaire et, par exemple, des molaires ou bien des incisives. Cette image est obtenue par déplacement, dans le plan P, en rotation autour d'un axe B parallèle à l'axe Z, du générateur équipé de la deuxième fente et du second capteur (fig. 4). La deuxième fente 22b présente une forme sensiblement carrée ou rectangulaire et des dimensions adaptées à celles du second capteur 20b. Ces dimensions sont adaptées en ce sens que le faisceau de rayons X collimaté par la fente et atténué par l'objet 23 doit posséder des dimensions lui permettant d'illuminer toute la surface du capteur sans toutefois illuminer une trop grande zone autour de cette dernière. L'idéal est que les dimensions du faisceau collimaté atteignant le capteur soient sensiblement les mêmes que celles de ce dernier. L'appareil selon l'invention est capable d'être utilisé dans un troisième mode de fonctionnement afin de déterminer une trajectoire de déplacement pour le premier mode panoramique. Cette trajectoire sera parcourue par le premier capteur et le générateur muni de la première fente lorsque l'appareil reviendra ultérieurement dans le mode de fonctionnement panoramique. Pour ce faire, les moyens d'entrainement du support 18c activés entrainent le pivotement du support 22 de la valeur angulaire souhaitée et dans le sens de pivotement approprié. Ce déplacement à partir d'une position de repos située en dehors de la zone devant la fenêtre permet d'amener la troisième fente 22c devant la fenêtre d'émission 18b (commutation des fentes). La fente 22c est ainsi disposée de façon allongée suivant une direction contenue dans le plan P. Dans ce mode de fonctionnement, le capteur utilisé est le second capteur 20b et est disposé en vis-à-vis de la fente 22c. Le générateur qui est doté d'une fente ayant une telle orientation spatiale est capable de produire un faisceau de rayons X allongé, à sa base, selon cette même orientation. Le faisceau émis avec cette configuration et atténué par la mâchoire illumine la surface active du second capteur 20b. On notera qu'un tel faisceau n'illumine qu'une faible hauteur de la mâchoire autour de la zone d'occlusion et qui constitue la zone d'intérêt souhaitée. La largeur du faisceau est donnée par la dimension longitudinale disposée horizontalement de la fente et cette dimension est adaptée à la largeur du capteur. Cette dimension longitudinale adaptée de la fente permet d'exploiter de façon efficace la largeur du capteur. Sur la figure 5, on a représenté en pointillés la zone illuminée du second capteur. Cette zone 20e correspond à une partie de la deuxième surface d'acquisition d'image du capteur qui possède la même largeur que celle-ci mais une hauteur réduite. La partie de surface illuminée est appelée troisième surface d'acquisition d'image 20e car c'est cette partie qui va recueillir les données d'images propres au mode de détermination de trajectoire. L'électronique 20c de la figure 1 va commander la lecture des seuls pixels compris dans cette troisième surface. Le second capteur 20b et la troisième fente 22c ainsi agencés (figure 5) vont être ensuite entrainés en rotation autour d'un axe de rotation B (vertical) parallèle à l'axe Z suivant le cercle indiqué en pointillés, par le moyen 49 de la figure 3, afin de déterminer la trajectoire précitée adaptée à l'objet 23, comme il sera expliqué ultérieurement. On notera que lorsque la taille du second capteur est suffisamment grande pour acquérir l'image 3D d'une mâchoire complète, voire d'un crâne complet, la troisième mode décrit ci-dessus est avantageux puisqu'il permet d'utiliser une dose de rayonnement moindre pour déterminer la trajectoire. De nombreuses variantes de réalisation sont possibles pour réaliser les différentes formes de fente utilisées par l'appareil pour la mise en oeuvre des différents modes. Selon une première variante de réalisation non représentée, l'appareil de radiologie peut ne comporter que deux fentes : - une première fente allongée suivant une direction et qui, par pivotement, joue le rôle soit de la fente 22a de la figure 1 soit de la fente 22c, et - une deuxième fente analogue à la fente 22b de la figure 1. Selon une deuxième variante non représentée, l'appareil comporte deux fentes : - une fente à géométrie variable délimitée par quatre bords mobiles et pourvue de moyens de réglage indépendants du déplacement de chacun des bords les uns par rapport aux autres afin de régler l'allongement de la fente selon des directions perpendiculaires entre elles, et - une deuxième fente analogue à la fente 22b de la figure 1. Selon une troisième variante, l'appareil ne comporte qu'une seule fente à géométrie variable. Cette fente est pourvue de moyens de réglage indépendants des bords de la fente les uns par rapport aux autres afin de conformer la fente souhaitée à l'une des formes choisies parmi les trois fentes de la figure 1. Cette troisième variante est illustrée sur les figures 6a à 6c. Les figures 6a et 6b illustrent une variante permettant de réaliser une seule fente de collimation à géométrie variable en remplacement des trois fentes de la figure 1. Des moyens de réglage sont prévus pour faire varier, sur commande, la géométrie de la fente et, notamment, son allongement selon deux directions perpendiculaires entre elles, par exemple horizontale et verticale. Plus particulièrement, les moyens de réglage adaptés à modifier l'allongement de la fente selon une direction sont indépendants de ceux adaptés à modifier l'allongement dans l'autre direction, offrant ainsi une plus grande flexibilité de réglage. Dans l'exemple illustré, l'appareil de radiologie comporte quatre moyens de réglage indépendants 50, 52, 54, 56 pour faire varier indépendamment la position de chacun des quatre bords 58, 60, 62, 64 définissant la fente de collimation. L'appareil comporte un support de fentes, par exemple porté par le générateur 18 de la figure 1, ou bien directement assujetti à la structure 16 (par exemple au bras 16b), et qui est placé devant la fenêtre 18b. Sur ce support, sont successivement superposés l'agencement de la figure 6b, puis celui de la figure 6a. Ces agencements n'ont pas été représentés ici de façon superposée par souci de clarté. Plus particulièrement, l'agencement de la figure 6a comporte deux bords 58, 60 de deux plaques 66, 68 disposées en vis-à-vis (par exemple rectangulaires) et qui sont fixées chacune respectivement à une autre plaque 70, 72 agencée perpendiculairement. Chaque couple de plaques 66, 70 et 68, 72 forme ainsi un L ou un L tourné de 180°. La seconde plaque 70, 72 de chaque couple est muni, sur un de ses bords opposé à celui contre lequel est fixé la première plaque, d'une rangée longitudinale de dents 74, 76. Un moyen de déplacement du bord 58 (respectivement 60) comporte un moteur 50 (respectivement 52) équipé sur son arbre de sortie d'un pignon denté 78 (respectivement 80). Ce pignon coopère avec les dents 76 (respectivement 74) pour provoquer le déplacement des plaques 72 et 68 dans la direction Dl selon l'un ou l'autre sens en fonction du sens de rotation du pignon. Une lumière de guidage 82 (respectivement 84) est prévue dans la seconde plaque 72 (respectivement 70) et deux pions de guidage 86, 88 (respectivement 90, 92) solidaires du support précité sont positionnés dans cette rainure pour guider longitudinalement le déplacement de la plaque correspondante et donc du bord correspondant. Cet agencement permet, en réglant l'écartement des bords opposés 58 et 60 selon la direction Dl, d'ajuster l'une des dimensions de la fente et donc son allongement dans une direction. De façon identique, l'agencement illustré sur la figure 6b permet, en réglant l'écartement des bords opposés 62 et 64 selon la direction perpendiculaire D2, d'ajuster l'une des dimensions de la fente dans une autre direction. Ainsi, en rapprochant les bords 62 et 64 et en écartant les bords 58 et 60 on conforme la fente de façon allongée selon la direction Dl. On obtient alors une fente allongée suivant l'axe Z représentée à la figure 6c (comme la fente 22a des figures 1 et 2). Au contraire, si les bords 62 et 64 sont écartés et les bords 58 et 60 rapprochés, la forme allongée de la fente est réalisée selon la direction D2. On obtient ainsi une fente allongée suivant un axe perpendiculaire à l'axe Z comme la fente 22c des figures 1 et 5. La fente 22b des figures 1 et 4 est, quant à elle, obtenue en écartant les bords 58 et 60 l'un à l'autre, ainsi que les bords 62 et 64, afin de conférer une forme plus carrée que celle des autres fentes. Les différents éléments représentés sur la figure 6b à savoir les première et seconde plaques 100, 102 (respectivement 104, 106), les rainures 108 (respectivement 110), le moteur 54 (respectivement 56) et son pignon denté 116 (respectivement 118), ainsi que les pions de guidage 120, 122 (respectivement 124, 126) dans la lumière de guidage 128 (respectivement 130) sont identiques à ceux correspondants de la figure 6a mais sont seulement décalés de 90°. Selon une variante de réalisation non représentée, l'appareil selon l'invention peut ne comporter qu'un seul capteur au lieu des deux capteurs 20a et 20b, ce qui permet de s'affranchir d'un mécanisme de déplacement des capteurs. En changeant de mode une forme de fente appropriée est à sélectionner. Durant la phase d'acquisition d'image les pixels de la surface d'acquisition d'image considérée du capteur qui seront illuminés seront lus par l'électronique 20c de la figure 1. Les pixels non illuminés ne seront pas lus. Dans cette variante, la surface sensible (optiquement active) du capteur unique est suffisamment grande pour pouvoir être utilisée dans tous les modes de fonctionnement. Dans chaque mode, on utilisera une surface d'acquisition d'image différente qui représentera une partie de la surface sensible totale du capteur. Ainsi, dans le premier mode (acquisition d'image panoramique), la première forme de fente 22a illuminera la première surface d'acquisition d'image du capteur dont la forme est celle représentée sur la figure 2. Dans le deuxième mode (acquisition d'image volumétrique), la deuxième forme de fente 22b illuminera la deuxième surface d'acquisition d'image du capteur dont la forme est celle représentée sur la figure 4. Dans le troisième mode (détermination de trajectoire), la troisième forme de fente 22c sélectionnée conforme le rayonnement afin qu'il n'illumine qu'une partie (troisième surface d'acquisition d'image 20e) de la deuxième surface d'acquisition d'image dont la forme est représentée sur la figure 5. L'appareil 10 qui vient d'être décrit comprend les moyens lui permettant de réaliser des images panoramiques de qualité améliorée par rapport à l'état de la technique et ses différents modes de fonctionnement vont maintenant être décrits. La figure 7 représente un algorithme détaillant les principales étapes d'un procédé de fonctionnement/mise en oeuvre de l'appareil 10 selon l'invention. Cet algorithme est par exemple mémorisé dans une zone mémoire d'un dispositif programmable (exemple : un ordinateur de type PC) qui contrôle le fonctionnement de l'appareil 10 et est exécuté sur commande. Ce dispositif est généralement distant de l'appareil et est situé à plusieurs mètres de celui-ci par exemple. Le procédé selon l'invention pourra avantageusement être mis en oeuvre de façon automatique, limitant ainsi les interventions humaines. Préalablement à l'exécution de l'algorithme du procédé illustré à la figure 7 l'appareil de radiologie est : - soit dans le premier mode de fonctionnement panoramique (premier capteur 20a et fente 22a sur la figure 2), - soit dans le deuxième mode de fonctionnement tomographique à faisceau conique (second capteur et fente 22b sur la figure 4) également dénommé CBCT (acronyme signifiant en terminologie anglosaxonne � Cone Beam Computed Tomography �). L'appareil 10 change ainsi de mode en passant de l'un de ces deux modes à un troisième nouveau mode de fonctionnement. Ce nouveau mode va lui permettre de déterminer de façon fidèle et efficace une trajectoire qui sera parcourue dans le plan P par l'ensemble générateur et fente 22a et premier capteur 20a pour la production d'une image panoramique de la mâchoire d'un patient. Pour ce faire, l'algorithme débute par une première étape S1 de positionnement de la fente de collimation 22c. En déplaçant le support de fentes 22 la fente 22c passe d'une position de repos placée en dehors du rayonnement issu du générateur à une position placée devant la fenêtre d'émission 18b. Ainsi, le faisceau de rayons X va être collimaté par cette fente orientée parallèlement au plan P, c'est-à-dire, ici, horizontalement. L'algorithme comprend une deuxième étape S2 de positionnement du capteur 20b en vis-à-vis de la fente ainsi orientée. Cette étape n'a lieu que lorsque le précédent mode de fonctionnement de l'appareil était en mode panoramique car, sinon, on dispose déjà du second capteur en position (figure 4). Dans ce cas, le mécanisme de commutation des capteurs 20d commute les capteurs 20a et 20b comme expliqué précédemment. Après ces étapes de positionnement, le capteur et la fente sont agencés comme illustré sur la figure 5. Au cours de l'étape suivante S3 l'appareil de radiologie est activé pour 25 passer en mode de fonctionnement CBCT. On notera que ce troisième mode de fonctionnement (mode de détermination de trajectoire) ne va pas permettre d'obtenir un cliché radiographique complet de la mâchoire en utilisant la technologie CBCT. Par contre, ce mode de fonctionnement va être utilisé, de façon temporaire, pour acquérir certaines données 30 personnalisées (propres à l'objet illuminé), non accessibles en mode panoramique, et qui vont être utilisées ultérieurement dans le mode panoramique. Dans ce mode la fente est positionnée de façon à ce que le faisceau de rayons X collimaté puisse illuminer une partie de la mâchoire située de part et d'autre de la zone d'occlusion afin d'acquérir des données d'image propres à cette zone. L'étape S3 est suivie d'une étape S4 au cours de laquelle l'appareil ajuste la position de l'ensemble formé du second capteur 20b et du générateur pourvu de la troisième fente 22c dans le plan P, autour d'un axe fixe B parallèle à l'axe Z et qui va servir d'axe de rotation pour cet ensemble. Autrement dit, on positionne l'axe de rotation de cet ensemble de façon appropriée par rapport au volume de l'objet ou de la partie de l'objet à reconstruire. Dans l'exemple décrit, on positionne cet axe de façon centrée sur une première zone Al de la mâchoire (centre de la zone en 01) afin d'obtenir une représentation volumique de cette zone. La figure 8 illustre de façon schématique, en vue de dessus, l'arcade dentaire et le positionnement sur le point 01 de l'axe de rotation B de l'ensemble 15 capteur - générateur. Ce positionnement est obtenu grâce aux moyens de déplacement 24 illustrés sur la figure 3 déjà décrite. Au cours de l'étape suivante S5 l'ensemble formé du générateur équipé de sa fente de collimation et du capteur est entrainé en rotation dans le plan P, 20 autour de l'axe B parallèle à l'axe Z. Au cours de ce mouvement de rotation, cet ensemble occupe une pluralité de positions angulaires successives pour chacune desquelles des signaux d'image de l'objet illuminé par le rayonnement collimaté sont acquis par le capteur. Plus particulièrement, les signaux d'image sont acquis par la troisième surface d'acquisition d'image 20e (fig. 5) du capteur qui représente une 25 sous-matrice de pixels de la matrice de pixels du capteur 20b. Au cours de ce mouvement, le centre de rotation de l'ensemble générateur-capteur est fixe. L'étape S6 concerne l'acquisition de données en mode de fonctionnement tomographique à faisceau conique (CBCT) sur l'objet (par exemple 30 l'objet 23 de la figure 5) placé entre le générateur et le capteur, et plus particulièrement la mâchoire du patient. Pour chaque position angulaire de cet ensemble, les données capturées par le capteur représentent une projection de la première zone de l'objet selon l'axe générateur-capteur d'image. On notera à cet égard que les étapes S5 et S6 sont simultanées. Ainsi, à l'issue d'une rotation complète de l'ensemble générateur-capteur, on obtient, par exemple, un ensemble de signaux d'images représentatifs chacun d'une projection de la première zone de l'objet 23 illuminé par le faisceau et, par exemple, 360 projections de cette zone de l'objet dans le cas où un cliché est pris pour chaque degré de rotation. Chaque signal d'image analogique est capturé par une sous-matrice de pixels de la matrice de pixels du capteur, transformé en signal électrique analogique par le capteur, puis converti en un signal numérique par l'électronique 20c de la figure 1. On notera que pour réduire la dose de rayonnement X utilisée pour obtenir ces signaux il peut être judicieux d'utiliser l'aptitude du capteur à regrouper les pixels de la matrice (et donc de la sous-matrice) suivant un nombre prédéterminé, par exemple par quatre ou par neuf, aux fins de lecture. En effet, en lisant les pixels par exemple par groupe de quatre ou neuf (plus généralement par groupe de pixels formant un carré) selon le regroupement choisi (� binning � en terminologie anglosaxonne), on augmente le rapport signal sur bruit du capteur, permettant ainsi de diminuer la dose de rayonnement. Au cours de l'étape suivante S7 le volume de la partie illuminée de l'objet (première zone Al) est reconstruit de façon connue de l'homme du métier (ex : par utilisation d'algorithmes de FdK) à partir de l'ensemble des signaux d'images préalablement obtenus et le volume reconstruit a la forme d'un cylindre Cl de faible hauteur. La hauteur h1 ou épaisseur du cylindre est limitée par la hauteur de la fente 22c suivant l'axe Z sur la figure 5 (pour minimiser la dose de rayonnement), tandis que le diamètre du cylindre est, quant à lui, limité par la largeur du capteur aux coefficients de grandissement près. On notera que la hauteur de la fente a été choisie pour n'éclairer qu'une zone de faible hauteur englobant la zone d'occlusion. À titre d'exemple, la hauteur du cylindre va de quelques centaines de micromètres à quelques millimètres. Le premier volume Cl est représenté sur la figure 9 où il englobe partiellement l'arcade dentaire du patient (ce volume correspond, en vue de dessus sur la figure 8, au cercle identifié par la référence A1). Ce premier volume reconstruit fournit une représentation volumique de la forme d'une première partie de l'objet illuminé qui contient suffisamment d'informations pour déterminer les données recherchées propres à cette partie de l'objet. On notera que la représentation volumique de la partie de l'objet est centrée en hauteur (suivant l'axe Z) par rapport à la zone d'intérêt. Ce centrage est réalisé lorsque l'on positionne l'ensemble générateur - capteur avant la mise en rotation de l'ensemble (étape S5). La zone d'intérêt dans l'exemple décrit est le � plan d'occlusion � de la mâchoire du patient, c'est-à-dire l'interface de contact entre les dents. Les étapes S8 à sil correspondent respectivement aux étapes S4 à S7 qui viennent d'être décrites à ceci près que l'étape S8 prévoit de positionner l'axe de rotation de l'ensemble capteur - générateur sur le centre 02 d'une deuxième zone A2 de la mâchoire (fig. 8). En déplaçant ainsi l'ensemble capteur - générateur et en exécutant les étapes S9 à sil on obtient un deuxième volume cylindrique C2 non représenté sur la figure 9 par souci de clarté. Le deuxième volume cylindrique est toutefois repéré en vue de dessus sur la figure 8 où il correspond au cercle identifié par la référence A2. Le deuxième volume reconstruit de façon connue fournit ainsi une représentation volumique de la forme d'une deuxième partie de l'objet illuminé et qui contient des informations suffisantes pour déterminer les données recherchées propres à cette partie de l'objet. Ce volume contient également des informations redondantes avec celles du premier volume puisque les zones sont en recouvrement. Le détail des opérations effectuées lors des étapes S8 à Si i est identique à celui des étapes S4 à S7 et il ne sera donc pas répété ici. On notera que la série d'étapes S4 à sil est répété le nombre de fois N qu'il faut pour que le nombre de représentations volumiques obtenues permette la reconstruction complète de l'objet recherché. Dans cet exemple, la série d'étapes est répétée trois fois et le volume cylindrique C3 correspond au cercle A3 en vue de dessus sur la figure 8 et représente une autre partie de la mâchoire. Ce troisième volume reconstruit de façon connue fournit une représentation volumique de la forme de la troisième partie de l'objet illuminé et contient lui aussi des informations redondantes avec les deux premiers volumes. Le nombre de volumes reconstruits dépend principalement de la taille du second capteur 20b et notamment de la troisième surface d'acquisition d'image 20e. Ce nombre est d'autant plus élevé que la taille de la sous-matrice de pixels correspondant à la troisième surface est petite. Selon une variante de réalisation avantageuse, l'acquisition de tous les signaux d'image pour toutes les représentations volumiques (ici trois) est effectuée avant que la reconstruction des volumes ne débute. Ceci permet de réduire les risques que le patient ne bouge durant une trop longue immobilisation. De ce fait, il est ainsi plus facile de réunir (rabouter) de façon fiable les différents volumes entre eux. Au cours de l'étape suivante S12 la représentation volumique de la mâchoire est reconstruite à partir des représentations volumiques des N différents parties de mâchoire. En particulier, ici N est égal à 3 et les trois volumes cylindriques sont réunis. L'ensemble des données numériques qu'ils contiennent chacun permet de reconstruire simplement le volume total 150 illustré en vue de dessus sur la figure 10 en tenant compte des données communes à plusieurs volumes. Ce volume est délimité par la réunion du contour extérieur des trois volumes Cl, C2 et C3 et a ainsi l'allure, en vue du dessus (fig. 10), d'un trèfle à trois feuilles. On notera que, lors de l'acquisition des données constitutives des volumes Cl à C3 (fig. 8), il est avantageux de commencer par l'acquisition des données du cylindre centré sur la zone des incisives. On utilisera ensuite ce cylindre comme référence pour la réunion avec les autres cylindres car c'est dans la zone où sont situées les incisives que l'épaisseur du plan de coupe est la plus fine, et donc la plus sensible aux erreurs. Il convient de noter que l'utilisation d'algorithmes connus de raboutage / raccordement de volumes (réunion de volumes) basé, par exemple, sur l'identification de points communs à tous ces volumes, n'est pas nécessaire dans tous les cas. Il en est ainsi notamment lorsque : - les acquisitions des signaux d'image de tous les volumes à reconstruire sont faites les unes à la suite des autres, et - un système de contention immobilise le patient durant la prise de clichés. En effet, dans la mesure où, selon l'invention, on ne retient qu'une information qualitative de repérage d'une trajectoire après raboutage des volumes, une erreur de l'ordre du millimètre dans le raboutage des volumes, et donc de la trajectoire, n'a quasiment aucune conséquence pour l'invention. Au cours de l'étape suivante S13 on définit, à partir du volume ainsi reconstruit, l'objet ou la partie de l'objet d'intérêt, à savoir, en l'espèce l'arcade dentaire du patient. Pour ce faire, on effectue ce qu'on appelle une opération de �seuillage � ou de � segmentation � des données dans le volume reconstruit. On procède, par exemple par seuillage, en analysant les différences de niveaux de gris entre les dents et leur environnement et qui représentent des différences de densité et l'on en déduit la forme de l'arcade dentaire en trois dimensions. La forme de l'arcade dentaire 152 est ainsi obtenue, comme représenté en vue de dessus à la figure 10 sur laquelle l'enveloppe du volume reconstruit 150 est également indiquée. Par extraction de coupes horizontales à partir de la forme de l'arcade dentaire 152, on procède au cours de l'étape suivante S14 à la détermination de la ligne moyenne 154 qui s'étend, dans l'arcade dentaire, en vue de dessus, entre les bords opposés de celle-ci. La détermination de cette ligne moyenne correspond à l'identification d'une � trajectoire �. Plus particulièrement, cette ligne moyenne 154 (figure 10) sera utilisée ultérieurement, lorsque l'appareil fonctionnera en mode panoramique, comme trajectoire que parcourront le générateur muni de la première fente 22a et le premier capteur pour obtenir une image panoramique de l'objet (agencement de la figure 2). Cette trajectoire en forme de fer à cheval (� horse shoe � en terminologie anglosaxonne) permettra de programmer, de façon adaptée et personnalisée à l'objet, l'appareil panoramique 10. Les appareils panoramiques, selon l'art antérieur, fonctionnement à partir de formes d'arcades dentaires standards qui ne sont donc pas adaptées à l'objet à radiographier et peu précises contrairement à l'invention. On notera que l'étape de seuillage fait partie de la détermination de la trajectoire. La trajectoire identifiée à l'étape S14 est parfois perturbée par différents phénomènes (artefacts métalliques tels que des plombages et qui sont susceptibles de donner naissance à du bruit en étoile autour des objets métalliques, présence d'autres objets dans le champ tels que la colonne vertébrale 156 sur la figure 10). Pour améliorer la précision de la trajectoire obtenue à l'étape S14, une étape S15 (optionnelle) de correction de cette trajectoire, par exemple par lissage, est prévue. Lorsque la trajectoire corrigée a été obtenue on passe à l'étape suivante S16. Au cours de cette étape l'appareil positionne la première fente de collimation 22a devant la fenêtre d'émission 18b par pivotement du support 22 de l'angle approprié, et dans le sens de rotation souhaité. De même, au cours de l'étape S17, l'appareil effectue une commutation des capteurs afin d'amener le premier capteur 20a en face de la première fente 22a. L'agencement du capteur et de la fente du générateur est celui de la figure 2 déjà décrite. Après ces étapes de positionnement, l'appareil panoramique peut ainsi être de nouveau programmé pour fonctionner en mode panoramique lors d'une étape S18. A cette occasion, la trajectoire obtenue à l'étape S6, éventuellement corrigée à l'étape S15, est utilisée pour programmer le déplacement de l'ensemble formé du générateur muni de la fente de collimation et du capteur nouvellement disposés parallèlement à l'axe Z. Au cours du fonctionnement de l'appareil en mode panoramique paramétré avec une trajectoire plus adaptée que dans l'art antérieur, l'ensemble formé du générateur et du capteur effectuent un mouvement de rotation autour de son axe de rotation vertical qui se déplace également de façon commandée suivant cette trajectoire grâce aux différents moyens d'entrainement illustrés sur la figure 3. Au cours de ce déplacement, le capteur disposé verticalement, fonctionnant en mode TDI comme expliqué ci-dessus, acquiert des données d'image de l'objet (ici l'arcade) illuminé par le rayonnement et qui produisent l'image panoramique recherchée. De façon connue, une image panoramique de l'arcade est obtenue à partir des données d'images acquises par le capteur au cours du déplacement 10 suivant la trajectoire en forme de fer à cheval. Par la combinaison des mouvements de rotation de l'arceau 16, de déplacement du centre de rotation de l'arceau à l'aide de la table de déplacement 24, de glissement des pixels du capteur (mode TDI), on recrée un point de rotation virtuel qui est à tout instant contenu dans la zone de netteté (� focal trough �). Ainsi, 15 les structures anatomiques situées en dehors de celle-ci se traduisent par un flou de trainage qui ne nuit pas au diagnostic, et les structures contenues dans la zone de netteté apparaissent nettes. La figure 11 illustre de façon schématique l'image panoramique obtenue selon l'invention. 20 On notera que l'image panoramique ainsi obtenue présente une qualité optimisée par rapport aux techniques connues selon l'art antérieur puisque l'image panoramique est ici parfaitement adaptée à l'objet, en l'espèce la morphologie de la mâchoire du patient. Par ailleurs, le procédé qui vient d'être décrit évite de nombreuses 25 manipulations à l'opérateur, manipulations qui se traduisent en outre par des résultats imprécis. On notera que lors du fonctionnement de l'appareil en mode détermination de trajectoire, on ne cherche pas à obtenir une grande qualité d'image suivant ce mode. C'est la raison pour laquelle la dose de rayonnement peut être 30 réduite dans ce mode de fonctionnement. Il convient de noter que l'algorithme de la figure 7 n'est pas limité à l'utilisation avec l'appareil de la figure 1. En effet, cet algorithme peut être utilisé avec des appareils de configurations différentes comme, par exemple, celles des variantes de réalisation décrites ci-dessus, éventuellement combinées entre elles. Ainsi, l'appareil peut comporter une fente à géométrie variable au lieu du 5 dispositif de commutation de la figure 1. Par ailleurs, l'appareil peut ne comporter qu'un seul capteur au lieu de deux. Dans ce cas, les étapes S2 et S17 de changement de capteur dans l'algorithme de la figure 7 ne sont pas nécessaires. Avec un seul capteur, l'appareil peut comporter une fente à géométrie variable ou plusieurs fentes. 10 REVENDICATIONS1. Appareil de radiologie dentaire comprenant : - un générateur (18) pourvu d' une fenêtre d'émission (18b) d'un rayonnement X et d'un dispositif de collimation positionné devant ladite fenêtre pour collimater de façon appropriée le rayonnement en utilisant plusieurs formes de fentes de collimation, - au moins un capteur (20a, 20b) comprenant une première surface d'acquisition d'image allongée suivant un axe Z perpendiculaire à un plan P et étant utilisée dans une première position de l'appareil pour produire une image panoramique d'une mâchoire placée entre le générateur et la première surface d'acquisition d'image, l'image panoramique étant produite à partir du rayonnement X collimaté par une première forme de fente de collimation (22a) allongée suivant l'axe Z et reçu par la première surface d'acquisition d'image de capteur et par déplacement du générateur et de ladite première surface suivant une trajectoire donnée dans le plan P combiné à une rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, ledit au moins un capteur comprenant une deuxième surface d'acquisition d'image utilisée en mode tomographique à faisceau conique, dans une deuxième position de l'appareil, pour produire une représentation volumique d'une partie seulement de la mâchoire à partir du rayonnement X collimaté par une deuxième forme de fente de collimation (22b) et reçu par la deuxième surface d'acquisition d'image et par déplacement du générateur et de ladite deuxième surface en rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, la deuxième forme de fente de collimation ayant des dimensions adaptées à celles de la deuxième surface d'acquisition d'image, caractérisé en ce que l'appareil est apte à occuper une troisième position d'utilisation et comporte à cet effet des moyens de positionnement, devant la fenêtre d'émission de rayonnement X, d'une troisième forme de fente de collimation (22c) allongée selon une direction parallèle au plan P et disposée en vis-à-vis d'une troisième surface d'acquisition d'image correspondant à une partie de la deuxième surface suivant l'axe Z afin de coopérer avec la troisième surface d'acquisition d'image, la dimension longitudinale de la fente selon la direction parallèle au plan P étant adaptée à la dimension de la deuxième surface d'acquisition d'image suivant cette même direction. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens d'obtention en mode tomographique à faisceau conique d'un nombre prédéterminé de représentations volumiques représentant chacune une partie différente de la mâchoire à partir d'un ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P. 3. Appareil selon l'une des revendications 1 à 2, caractérisé en ce qu'il 10 comprend : - des moyens de positionnement dans le plan P, autour d'un axe fixe parallèle à l'axe Z, de l'ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P ; 15 - des moyens d'entrainement en rotation autour de l'axe de rotation fixe de l'ensemble troisième surface - générateur ; - des moyens d'acquisition de plusieurs signaux d'image d'une partie de mâchoire illuminée par le rayonnement collimaté par la troisième forme de fente orientée parallèlement au plan P pour une pluralité de positions angulaires 20 adoptées par l'ensemble troisième surface - générateur au cours du mouvement de rotation. 4. Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce que les moyens de positionnement sont aptes à positionner l'ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de 25 collimation allongée parallèlement au plan P successivement autour d'autres axes fixes de rotation afin que, pour chaque positionnement autour d'un de ces autres axes de rotation, les moyens d'entrainement et les moyens d'acquisition soient aptes à coopérer en vue d'acquérir des signaux d'image d'une autre partie de mâchoire illuminée. 30 5. Appareil selon la revendication 3 ou 4, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens d'obtention, à partir de l'ensemble des signaux d'image acquis, d'une représentation volumique de chaque partie de mâchoire illuminée. 6. Appareil selon la revendication 5, caractérisé en ce qu'il comprend : - des moyens de reconstruction d'une représentation volumique de mâchoire à partir des représentations volumiques des différentes parties de mâchoire ; et - des moyens d'identification, à partir de la représentation volumique ainsi reconstruite, d'une trajectoire que devra suivre l'ensemble première surface d'acquisition d'image - générateur lors de la production ultérieure d'une image panoramique de la mâchoire. 7. Appareil selon la revendication 6, caractérisé en ce que les moyens d'identification d'une trajectoire à partir de la représentation volumique reconstruite comprennent des moyens de seuillage ou de segmentation des données constitutives de cette représentation volumique. 8. Appareil selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le dispositif de collimation comprend trois fentes de collimation de formes différentes qui sont aptes à être positionnées chacune, sur commande, devant la fenêtre d'émission pour collimater de façon appropriée le rayonnement. 9. Appareil selon l'une des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que le dispositif de collimation comporte un support de fentes de collimation mobile qui est apte à positionner, sous l'action de moyens de positionnement, une forme de fente de collimation devant la fenêtre d'émission de rayonnement X. 10. Appareil selon la revendication 9, caractérisé en ce que le support de fentes de collimation est apte à pivoter sous l'action des moyens de positionnement. 11. Appareil selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le dispositif de collimation comprend une fente de collimation et des moyens de réglage des dimensions de la fente afin de lui conférer au moins certaines des trois formes de fente de collimation utilisées dans les trois positions respectives de l'appareil. 12. Appareil selon la revendication 11, caractérisé en ce que les moyens de réglage sont des moyens de réglage de l'allongement de la fente selon des directions perpendiculaires entre elles. 13. Appareil selon la revendication 12, caractérisé en ce que les moyens de réglage sont indépendants selon les directions. 14. Appareil selon l'une des revendications 11 à 13, caractérisé en ce que la fente de collimation est délimitée par quatre bords (58, 60, 62, 64) et les moyens de réglage sont aptes à déplacer chacun des bords de façon indépendante l'un de l'autre. 15. Appareil selon l'une des revendications 1 à 14, caractérisé en ce que chaque première, deuxième et troisième surface d'acquisition d'image dudit au moins un capteur est une matrice de pixels ou une sous-matrice de pixels. 16. Appareil selon les revendications 2 et 15, caractérisé en ce que le nombre prédéterminé de représentations volumiques dépend notamment de la taille de la matrice ou de la sous-matrice de pixels de la troisième surface d'acquisition d'image. 17. Appareil selon la revendication 3 ou 4 et la revendication 15, caractérisé en ce que les moyens d'acquisition de plusieurs signaux d'image comprennent des moyens de lecture des données capturées par la matrice ou la sous-matrice de pixels, lesdits moyens de lecture comportant des moyens de regroupement des pixels suivant un nombre prédéterminé de pixels aux fins de lecture des pixels ainsi regroupés. 18. Appareil selon l'une des revendications 1 à 17, caractérisé en ce que les première et deuxième surfaces d'acquisition d'image font respectivement partie d'un premier et d'un second capteur. 19. Appareil selon la revendication 18, caractérisé en ce qu'il comporte une unité mobile (20) comprenant les deux capteurs et qui est adaptée à positionner, sur commande, en vis-à-vis du générateur, chacun des deux capteurs pour qu'il reçoive le rayonnement X collimaté par une fente de collimation de forme appropriée. 20. Appareil selon l'une des revendications 1 à 17, caractérisé en ce que les première, deuxième et troisième surfaces d'acquisition d'image font partie d'un même capteur. 21. Procédé pour produire une image panoramique d'une mâchoire d'un patient à partir d'un appareil de radiologie dentaire comprenant : - un générateur (18) pourvu d'une fenêtre d'émission (18b) d'un rayonnement X et d'un dispositif de collimation positionné devant ladite fenêtre pour collimater de façon appropriée le rayonnement en utilisant plusieurs formes de fentes de collimation, - au moins un capteur (20a, 20b) comprenant une première surface d'acquisition d'image allongée suivant un axe Z perpendiculaire à un plan P et étant utilisée dans une première position de l'appareil pour produire une image panoramique d'une mâchoire placée entre le générateur et la première surface d'acquisition d'image, l'image panoramique étant produite à partir du rayonnement X collimaté par une première forme de fente de collimation (22a) allongée suivant l'axe Z et reçu par la première surface d'acquisition d'image de capteur et par déplacement du générateur et de ladite première surface suivant une trajectoire donnée dans le plan P combiné à une rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, ledit au moins un capteur comprenant une deuxième surface d'acquisition d'image utilisée en mode tomographique à faisceau conique, dans une deuxième position de l'appareil, pour produire une représentation volumique d'une partie seulement de la mâchoire à partir du rayonnement X collimaté par une deuxième forme de fente de collimation (22b) et reçu par la deuxième surface d'acquisition d'image et par déplacement du générateur et de ladite deuxième surface en rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, la deuxième forme de fente de collimation ayant des dimensions adaptées à celles de la deuxième surface d'acquisition d'image, caractérisé en ce que le procédé comprend, dans une troisième position d'utilisation de l'appareil en mode tomographique à faisceau conique, les étapes préalables suivantes afin d'obtenir une trajectoire qui sera parcourue dans le plan P, par l'ensemble générateur-première surface d'acquisition d'image, dans la première position d'utilisation de l'appareil pour la production d'une image panoramique de la mâchoire: - positionnement (Si) devant la fenêtre d'émission de rayonnement X d'une troisième forme de fente de collimation (22c) allongée selon une direction parallèle au plan P et dont la dimension longitudinale selon cette direction est adaptée à la dimension de la deuxième surface d'acquisition d'image suivant cette même direction, - positionnement (S2), en vis-à-vis de la troisième forme de fente de collimation ainsi orientée, d'une troisième surface d'acquisition d'image correspondant à une partie de la deuxième surface suivant l'axe Z, aux fins de coopération de la troisième forme de fente et de la troisième surface. 22. Procédé selon la revendication 21, caractérisé en ce qu'il comporte, consécutivement aux étapes de positionnement, une étape d'obtention en mode tomographique à faisceau conique d'un nombre prédéterminé de représentations volumiques représentant chacune une partie différente de mâchoire à partir de l'ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P. 23. Procédé selon la revendication 21 ou 22, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes : a) positionnement (S4) dans le plan P, autour d'un axe fixe parallèle à l'axe Z, de l'ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P ; b) entrainement en rotation (S5) autour de l'axe de rotation fixe de l'ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur ; c) acquisition (S6) de plusieurs signaux d'image d'une partie de mâchoire illuminée par le rayonnement collimaté par la troisième forme de fente orientée parallèlement au plan P pour une pluralité de positions angulaires adoptées par l'ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur au cours du mouvement de rotation. 24. Procédé selon la revendication 23, caractérisé en ce qu'il comporte les étapes suivantes : - positionnement de l'ensemble troisième surface d'acquisition d'image - générateur pourvu de la troisième forme de fente de collimation allongée parallèlement au plan P autour d'un autre axe fixe parallèle à l'axe Z et - réalisation des étapes b) et c) pour l'acquisition des signaux d'image d'une autre partie de mâchoire illuminée. 25. Procédé selon la revendication 23 ou 24, caractérisé en ce qu'il comporte une étape d'obtention, à partir de l'ensemble des signaux d'image acquis, d'une représentation volumique de chaque partie de mâchoire illuminée. 26. Procédé selon la revendication 25, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes : - reconstruction (S12) d'une représentation volumique de mâchoire à partir des représentations volumiques des différentes parties de mâchoire ; - identification (S14), à partir de la représentation volumique ainsi reconstruite, d'une trajectoire que devra suivre l'ensemble première surface d'acquisition d'image - générateur lors de la production ultérieure d'une image panoramique de la mâchoire. 27. Procédé selon la revendication 26, caractérisé en ce que l'identification d'une trajectoire à partir de la représentation volumique reconstruite comprend une étape (S13) de seuillage ou de segmentation des données constitutives de cette représentation volumique. 28. Procédé selon l'une des revendications 21 à 27, caractérisé en ce qu'il comporte les étapes suivantes : - positionnement (S16) devant la fenêtre d'émission de rayonnement X de la première forme de fente de collimation allongée suivant l'axe Z, - positionnement (S17) de la première surface d'acquisition d'image en vis-à-vis de la première forme de fente de collimation ainsi orientée, - commande du déplacement de l'ensemble formé du générateur pourvu de la première forme de fente de collimation et de la première surface d'acquisition d'image disposées parallèlement à l'axe (Z) suivant la trajectoire préalablement obtenue combiné à un mouvement de rotation autour d'un axe parallèle à l'axe (Z), - acquisition d'une image panoramique de la mâchoire lors de ce déplacement commandé combiné à un décalage des pixels de la première surface d'acquisition d'image. 29. Procédé selon l'une des revendications 21 à 28, caractérisé en ce que le dispositif de collimation comprend trois fentes de collimation de formes différentes et le positionnement de chacune d'elle devant la fenêtre d'émission est effectué par déplacement à partir d'une position de repos placée en dehors du rayonnement issu du générateur. 30. Procédé selon l'une des revendications 21 à 28, caractérisé en ce que le dispositif de collimation comprend une fente de collimation et le positionnement, devant la fenêtre d'émission, d'une forme de fente de collimation différente est effectué par réglage des dimensions de la fente. 31. Procédé selon la revendication 30, caractérisé en ce que le réglage comprend plus particulièrement le réglage de l'allongement de la fente selon des directions perpendiculaires entre elles. 32. Procédé selon l'une des revendications 21 à 31, caractérisé en ce que chaque première, deuxième et troisième surface d'acquisition d'image dudit au moins un capteur est une matrice de pixels ou une sous-matrice de pixels. 33. Procédé selon les revendications 22 et 32, caractérisé en ce que le nombre prédéterminé de représentations volumiques dépend notamment de la taille de la matrice ou de la sous-matrice de pixels de la troisième surface d'acquisition d'image. 34. Procédé selon la revendication 23 ou 24 et la revendication 32, caractérisé en ce que l'acquisition de plusieurs signaux d'image comprend une étape de lecture des données capturées par la matrice ou la sous-matrice de pixels et qui comporte un regroupement des pixels suivant un nombre prédéterminé de pixels aux fins de lecture des pixels ainsi regroupés. 35. Procédé selon l'une des revendications 21 à 34, caractérisé en ce que les première et deuxième surfaces d'acquisition d'image font respectivement partie d'un premier et d'un second capteur. 36. Procédé selon la revendication 35, caractérisé en ce que le positionnement d'un capteur en vis-à-vis du générateur est effectué par déplacement dudit capteur. 37. Procédé selon l'une des revendications 21 à 34, caractérisé en ce que les première, deuxième et troisième surfaces d'acquisition d'image font partie d'un même capteur.