Brevet FR3032105A1 — publié le 20160805

CAPTEUR RADIOLOGIQUE AVEC DETECTION DE RAYONS X L'invention concerne l'imagerie médicale et plus particulièrement la radiologie dentaire intra-orale. Les systèmes de radiologie dentaire récents utilisent des capteurs d'image en technologie MOS à base de silicium, recouverts d'une couche de matériau scintillateur convertissant les rayons X en lumière visible dans un spectre de longueurs d'onde auxquelles le silicium est sensible. Le capteur d'image intègre des charges électriques engendrées par la lumière qui elle-même est engendrée par le scintillateur. Le capteur comprend une matrice de pixels actifs, chaque pixel comportant un élément photosensible (le plus souvent une photodiode) et quelques transistors permettant de recueillir les charges générées par la lumière dans le pixel pour les convertir en tension. Un circuit de séquencement assure le fonctionnement de l'ensemble du capteur pour assurer la réinitialisation des pixels, puis l'intégration de charges à partir d'un instant de début d'intégration et pendant une certaine durée, et enfin la lecture des tensions représentant les charges électriques accumulées dans les pixels. La lecture de ces tensions se fait par un circuit de lecture placé au pied de chacune des colonnes de pixels de la matrice. La lecture d'une ligne de pixels se fait en adressant simultanément tous les pixels de cette ligne à l'aide d'un décodeur de ligne ; pour cela, les pixels comprennent chacun un transistor de sélection de ligne qui est rendu conducteur sous la commande du décodeur de ligne, et cela simultanément pour tous les pixels d'une même ligne. Le transistor de sélection de ligne relie alors le pixel à un conducteur de colonne respectif, commun à tous les pixels de la même colonne de pixels, pour transférer sur ce conducteur de colonne un signal utile représentant les charges générées dans le pixel situé au croisement de la ligne sélectionnée et de la colonne considérée. Le transfert se fait simultanément pour tous les pixels de la ligne, chacun vers son conducteur de colonne respectif. Le capteur radiologique est placé derrière la partie de corps 30 humain à observer : pour un capteur radiologique dentaire intra-oral il est donc placé dans la bouche du patient, à proximité de la région dentaire à observer. Une source de rayons X est placée à l'extérieur de la bouche du patient, en face du capteur et expose celui-ci avec un court flash de rayons X, à travers les tissus biologiques ou autres matières à observer. Parmi les contraintes importantes de l'utilisation d'un tel système, il faut considérer tout particulièrement le risque d'exposition du patient et de son entourage aux rayons X. Il est nécessaire de minimiser la dose de rayons X envoyée, tout en faisant en sorte d'obtenir une bonne image de la région observée. C'est pourquoi la source de rayons X émet un flash bref correspondant à une dose limitée de rayons. Cela nécessite que le capteur soit prêt à enregistrer une image dès le départ du flash, faute de quoi une partie de la dose envoyée ne servirait à rien. Mais il faut aussi éviter que la prise d'image commence avant le début de l'illumination car même en l'absence de rayons X les pixels accumulent des charges électriques, en raison de l'existence de courants d'obscurité dans les photodiodes, c'est-à-dire des courants engendrés même en l'absence de lumière donc en l'absence de rayons X. Ces charges doivent être évacuées avant le début de l'image. On essaie donc de synchroniser le départ de l'intégration de charges utiles dans les photodiodes avec le départ du flash de rayons X. De la même façon, on essaie de synchroniser l'arrêt de l'intégration de charges 20 utiles avec l'arrêt du flash de rayons X. Dans l'art antérieur on a utilisé plusieurs solutions pour effectuer cette synchronisation. Une solution consiste à utiliser une connexion filaire entre le capteur et la source de rayons X pour déclencher l'intégration d'une image 25 électronique en même temps qu'on démarre la source de rayons X. Il est cependant préférable d'éviter une connexion filaire dans l'environnement médical encombré où se fait la prise d'image radiologique. Par ailleurs la connexion filaire nécessite un protocole commun entre le capteur et la source, ce qui est difficilement compatible avec le fait que le capteur devrait 30 pouvoir être exposé par n'importe quelle source, ou réciproquement que la source devrait pouvoir illuminer n'importe quel capteur. On a aussi proposé de placer un détecteur de rayons X à côté du capteur d'image, dans la bouche ou en dehors de la bouche ; cela exige un composant supplémentaire et une liaison entre ce composant et le capteur. 3032 105 3 Dans une situation particulière concernant exclusivement un capteur de technologie CCD et pas un capteur de technologie MOS, le capteur ayant un registre à transfert de charges central CCD dans lequel se déversent les charges produites par les deux moitiés d'un capteur avant 5 d'être décalées pas-à-pas vers un circuit de conversion charge-tension extérieur à la matrice, on a déjà proposé (brevet US 5 510 623) de ne pas masquer le registre central contre la lumière, alors qu'il devrait l'être. Le registre est à base de silicium et il est donc photosensible par nature. Il accumule des charges s'il reçoit de la lumière et il déverse ses charges pas- 10 à-pas dans le circuit de conversion charge-tension. Le niveau de tension résultant est surveillé en permanence ; il représente un bruit de courant d'obscurité avant le début d'un flash de rayons X ; si ce niveau augmente significativement, cela veut dire qu'un flash X a commencé et on peut déclencher une prise d'image complète. Cette solution n'est pas 15 transposable à des capteurs CMOS qui n'ont pas de registre à transfert de charges de lecture ; de plus, elle perturbe le fonctionnement du capteur en rendant le registre central photosensible pendant qu'il lit les charges engendrées dans la matrice, ce qui détériore l'image. Dans une autre solution encore, en technologie CCD, trois diodes 20 de détection de rayons X sont placées derrière la matrice de pixels. La technologie qui en résulte nécessite plus d'étapes de fabrication. Dans une autre solution, des pixels répartis dans la matrice sont utilisés comme pixels de référence et sont surveillés pour déclencher la prise d'image si le niveau d'un certain nombre de ces pixels de référence dépasse 25 un seuil. Cela exige des moyens d'adressage spécifiques pour lire les pixels de référence. C'est le cas aussi si on utilise des zones de référence de plusieurs pixels pour faire cette détection. Dans une autre solution, une cellule de détection plus grande qu'un pixel et pouvant entourer toute la matrice est prévue pour détecter 30 l'arrivée d'un flash X. Cette solution est encombrante et la détection risque de se faire dans un endroit où peu de rayons X arrivent en raison des obstacles qu'ils doivent traverser. Dans une solution particulière, l'image globale lue par les pixels est comparée à une image prise dans l'obscurité avant exposition aux rayons 35 X. Lorsque l'image lue devient brusquement significativement différente de l'image prise dans l'obscurité, on conclut que le flash a commencé. Cela oblige à lire toute la matrice pour avoir cette information de changement brusque de niveau de luminosité de l'image complète. La publication de brevet US 2007/0176109 rappelle ces 5 différentes solutions, qui sont tirées de différentes publications de brevet, et elle propose une autre solution avec des pixels de détection d'arrivée de rayons X, à réponse plus rapide que les pixels ordinaires de la matrice. Ces pixels sont situés à la périphérie de la matrice et sont adressables par les mêmes moyens d'adressage que les pixels de la matrice. Ils sont de 10 préférence plus gros, donc plus encombrants, que les pixels de la matrice. Dans la publication W02011/008421, la matrice de pixels est lue avec un sous-échantillonnage, c'est-à-dire que tous les pixels ne sont pas lus ; seules des lignes de pixels situées à la périphérie sont effectivement lues pour détecter l'arrivée de rayons X. Ceci complique l'organisation interne 15 du capteur et de ses circuits de séquencement. Dans le brevet EP0757474, on précise que le seuil de détection est évolutif et dépend de l'image précédente, pour tenir compte du fait que le courant d'obscurité des pixels qui détectent l'arrivée du flash X dépend des conditions de température ambiante, lesquelles peuvent varier beaucoup. 20 Pour éviter les inconvénients des dispositifs de l'art antérieur et au moins aboutir à un meilleur compromis entre les contraintes qu'imposent chacun de ces dispositifs, l'invention propose de modifier les moyens de détection présents sur le capteur. 25 On propose un capteur d'image radiologique intra-oral en technologie MOS constitué de la manière suivante : il comprend une matrice de lignes et de colonnes de pixels photosensibles comprenant chacun une photodiode et un circuit à transistors permettant de recueillir les charges générées par la lumière dans le pixel et les convertir en tension, avec pour 30 chaque colonne de pixels un conducteur de colonne commun à tous pixels de la colonne, le conducteur de colonne étant relié à un circuit de lecture respectif pour la colonne, et avec un circuit d'adressage de lignes pour adresser les pixels d'une ligne sélectionnée et reporter sur les conducteurs de colonne des signaux utiles issus des pixels de la ligne sélectionnée et 35 représentant l'éclairement de ces pixels. Le capteur selon l'invention est caractérisé en ce qu'il comporte, au milieu de la matrice et à la place d'une colonne centrale ou d'une ligne centrale de pixels, une série de photodiodes toutes reliées électriquement en parallèle d'un côté à un potentiel de référence et de l'autre côté à un même conducteur de détection s'étendant le long de la série de photodiodes, ce conducteur de détection étant relié à un circuit de détection fournissant un signal de déclenchement de prise d'image lorsque le courant détecté ou la variation de ce courant dépasse un seuil montrant qu'un flash de rayons X a commencé. Si le capteur a une forme généralement rectangulaire (éventuellement avec des coins coupés) ayant donc une longueur et une largeur où la longueur est supérieure à la largeur, on prévoit que la série de photodiodes est mise à la place d'une colonne ou d'une ligne orientée dans le sens de la longueur. Dans la plupart des cas, ce sont les colonnes (dans le sens du recueil des signaux) qui sont orientées dans le sens de la longueur, mais ce n'est pas obligatoire ; la série de photodiodes qui sert à la détection d'un flash X et le conducteur de détection s'étendent alors dans le sens des conducteurs de colonne qui recueillent les signaux utiles. Les photodiodes sont de préférence réparties au même pas que 20 les pixels dans les colonnes ou lignes de pixels qui l'encadrent. Ces photodiodes sont de préférence technologiquement identiques aux photodiodes des pixels et elles ont de préférence les mêmes dimensions. Dans des réalisations particulières, on prévoit qu'il y a en outre une ou plusieurs autres séries de photodiodes, soit en colonne soit en ligne, 25 soit les deux, occupant chacune tout ou partie de la colonne ou la ligne de pixels qu'elles remplacent. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée qui suit et qui est faite en référence aux 30 dessins annexés dans lesquels : - la figure 1 représente une vue générale d'un capteur radiologique dentaire de l'art antérieur ; - la figure 2 représente l'organisation générale de la matrice de pixels dans une réalisation de l'art antérieur ; - la figure 3 représente l'organisation générale de la matrice de pixels dans un capteur radiologique dentaire selon l'invention ; - la figure 4 représente un schéma électrique correspondant à l'architecture du capteur selon l'invention ; - la figure 5 représente un exemple d'organisation de la matrice avec plusieurs séries de photodiodes de détection en colonne ; - la figure 6 représente un exemple d'organisation avec une colonne et une ligne de photodiodes de détection ; - la figure 7 représente un exemple d'organisation avec une série 10 de photodiodes centrales en colonne et des séries de photodiodes sur trois lignes différentes, occupant chacune une portion seulement d'une ligne. Sur la figure 1, on voit à l'échelle 1 un capteur radiologique dentaire intra-oral 10 comprenant un capteur d'image visible recouvert d'un 15 scintillateur émettant de la lumière visible sous l'effet des rayons X, le tout enfermé dans un boîtier dont les dimensions (quelques centimètres de côté, quelques millimètres d'épaisseur) permettent l'introduction dans la bouche d'un patient. Le capteur comporte un câble de sortie 20 mais une communication sans fil serait également possible entre le capteur et un 20 ordinateur servant à recueillir l'image électronique. Le capteur d'image visible est en silicium monocristallin, qui est sensible à la lumière visible émise par le scintillateur. Il est constitué par une matrice de pixels photosensibles et des circuits de commande et de lecture, 25 capables de déclencher l'acquisition d'une image électronique et d'extraire de chaque pixel un signal utile représentant l'éclairement de ce pixel. Pour des raisons de confort du patient, le boîtier du capteur peut avoir une forme rectangulaire à coins coupés comme c'est visible sur la figure 1, et la puce de circuit intégré sur laquelle sont formés la matrice de 30 pixels et les circuits de commande et de lecture a de préférence elle-même une forme rectangulaire à coins coupés. Une telle puce de circuit intégré est représentée sur la figure 2 et est désignée par la référence CPT. La matrice de pixels photosensibles est désignée par MPIX ; elle est composée d'un arrangement régulier à pas constant de colonnes de pixels et de lignes de 35 pixels. La référence CPIX désigne une colonne de pixels prise à titre d'exemple et hachurée ; de même, la référence LPIX désigne une ligne de pixels, prise à titre d'exemple et également hachurée. Les circuits de séquencement, qui comprennent des circuits de commande et de lecture, sont symbolisés ici de manière très simplifiée par la représentation : - d'un décodeur de ligne LDEC, sur un bord latéral allongé de la puce ou même sur les deux bords, qui sert à adresser successivement les différentes lignes de pixels grâce à des conducteurs de lignes qui relient chacun tous les pixels d'une même ligne, - et d'un circuit de lecture RD qui sert à extraire le signal utile des pixels d'une ligne adressée ; ce signal est recueilli par des conducteurs de colonne qui relient tous les pixels d'une même colonne de pixels et il est dirigé par ces conducteurs vers le circuit de lecture RD placé au pied de la matrice. Des plots de sortie PLT de la puce de circuit-intégré permettent de 15 fournir à l'extérieur de la puce des signaux électroniques analogiques ou numériques représentant l'image électronique résultant de l'exposition aux rayons X. Dans ce qui suit, étant donné que les appellations de "lignes" et de "colonnes" sont des appellations qui peuvent être arbitraires, on 20 considérera par convention que le mot "ligne" s'applique à des lignes de pixels s'étendant dans le sens des conducteurs de ligne adressés par le décodeur de ligne, et que le mot "colonne" s'applique à des colonnes de pixels s'étendant dans le sens des conducteurs de colonne qui recueillent les signaux utiles des pixels. En d'autres mots, on adresse les pixels ligne par 25 ligne et on recueille le signal utile au pied des différentes colonnes. Lorsque le capteur a une forme rectangulaire (éventuellement à coins coupés) plutôt que carrée, ce qui est souvent le cas), les colonnes sont en général orientées dans le sens de la longueur alors que les lignes sont orientées dans le sens de la largeur, mais ce n'est pas obligatoire. 30 La figure 3 représente l'organisation d'un capteur selon l'invention. Dans le sens de la longueur du capteur, et au milieu de la matrice MPIX, on a remplacé une colonne de pixels par une série SPHx de photodiodes de détection, toutes reliées à un même conducteur de détection CD qui s'étend 35 le long de la colonne remplacée et qui est relié à un circuit de détection DX situé au pied de la matrice. On voit sur la figure 3 une vue locale agrandie expliquant mieux cela, sous une forme symbolique : la matrice est composée de pixels distribués régulièrement avec un certain pas le long des lignes et représentés chacun par un carré hachuré, chaque pixel comprenant une 5 photodiode et quelques transistors ; une colonne centrale de la matrice est remplacée par de simples photodiodes, représentées chacune par un cercle, et ces photodiodes sont toutes directement reliées au conducteur de détection commun CD, lui-même relié au circuit de détection DX. Le pas de la matrice est conservé, en ce sens que la série de photodiodes occupe une 10 largeur maximale égale au pas en ligne des pixels. De préférence, les photodiodes de détection de cette série sont réparties dans le sens des colonnes avec le même pas en colonne que les pixels. Les pas en ligne et en colonne sont en principe identiques. De préférence aussi, sans que ce soit obligatoire, la série de 15 photodiodes s'étend sur la totalité ou presque la totalité de la hauteur de la matrice de pixels. Enfin, de préférence, les photodiodes sont identiques en tous points (technologie et dimensions) aux photodiodes qui sont présentes dans les pixels actifs. 20 La figure 4 représente le schéma électrique correspondant à cette organisation, dans un exemple dans lequel chaque pixel comprend une photodiode PH et trois transistors MOS qui sont un transistor Trs de réinitialisation périodique de la photodiode en début d'intégration, un 25 transistor de lecture TL monté en suiveur de tension permettant de recopier sur sa source le potentiel présent sur sa grille, et un transistor de sélection de ligne TS commandé par un conducteur de ligne (non représenté) relié à tous les transistors TS d'une ligne commandée par le décodeur de ligne. Le transistor de sélection relie, lorsqu'il est rendu conducteur, le transistor de 30 lecture à un conducteur de colonne CC. Les circuits de séquencement permettant d'acquérir une image électronique au moment d'un flash de rayons X (incluant le décodeur de ligne) ne sont pas représentés sur la figure 4 ; ils contrôlent les transistors de réinitialisation et les transistors de sélection de ligne. Le pixel pourrait comporter un quatrième transistor ou 35 transistor de transfert lorsque le pixel est constitué avec un noeud de stockage intermédiaire isolé de la photodiode par ce transistor. Le transistor de réinitialisation sert alors à réinitialiser le noeud de stockage. Enfin, un cinquième transistor peut être prévu pour réinitialiser séparément la photodiode et le noeud de stockage intermédiaire. Les photodiodes de détection de la série SPHx sont logées chacune dans l'espace réservé à un pixel mais cet espace ne comporte pas de transistors (ou, s'il en comporte pour des raisons de simplification des motifs de dessin de la matrice, ces transistors ne sont pas commandés comme ceux des pixels de la matrice et en particulier ils ne sont pas reliés au décodeur de ligne). Ces photodiodes PHx sont toutes reliées à la masse, c'est-à-dire à un potentiel de référence auquel sont reliées toutes les photodiodes PH des pixels, et elles sont toutes reliées par ailleurs directement (c'est-à-dire sans interposition d'un transistor commandable) au conducteur de colonne CD. Le décodeur de ligne ne sert donc pas à l'adressage des photodiodes PHx puisque celles-ci sont systématiquement connectées au conducteur CD et fournissent en continu à celui-ci le courant qu'elles génèrent sous l'effet de la lumière en présence d'un flash de rayons X ou le courant d'obscurité inévitable qu'elles génèrent en l'absence de rayons X. Le circuit de détection DX a une entrée reliée au conducteur de détection CD. Ce circuit peut avoir une fonction très simple de comparateur à seuil et il fournit un signal de sortie à destination du séquenceur général de la matrice de pixels pour autoriser le déclenchement d'une prise d'image complète lorsque le courant reçu par le détecteur dépasse un seuil déterminé. Le seuil de courant peut être un seuil fixe ou un seuil adapté automatiquement en fonction des conditions de l'environnement (notamment en fonction des conditions de température). Dans le cas d'un seuil fixe, le seuil est choisi avec une valeur suffisante pour ne pas causer de déclenchement sous l'effet du courant d'obscurité de la série de photodiodes lorsque celui-ci augmente suite à une augmentation de température. Dans le cas d'un seuil adapté automatiquement, on peut prévoir plusieurs solutions. Par exemple, on peut prévoir qu'un seuil variable est engendré par un circuit sensible à la température, le seuil augmentant avec la température. Ou encore, on peut prévoir que le seuil est défini à une certaine valeur au-dessus d'une moyenne du courant d'obscurité reçu sur le conducteur avant l'exposition aux rayons X ; ainsi, seul un saut brusque de courant, dû à un flash X, engendrera un dépassement de seuil et déclenchera la prise d'image. Ou encore, on peut prévoir que le seuil est défini en différentiel entre deux instants successifs, le seuil étant un seuil de pente de croissance du courant reçu. En pratique le courant est converti en tension par un simple circuit de conversion courant-tension tel qu'un amplificateur à transimpédance capacitive (CTIA, de l'anglais "Capacitor Translmpedance Amplifier) et c'est cette tension qui est observée, en valeur absolue ou en variation, pour produire le signal d'autorisation de prise d'image électronique. Un simple comparateur de tensions à seuil sera utilisé dans le cas le plus simple. La série de photodiodes de détection PHx placée au milieu de la matrice et dans le sens de la plus grande longueur du capteur rectangulaire a l'avantage très important de recevoir en général une plus grande dose de rayons X (c'est-à-dire de lumière engendrée par les rayons X mais on parlera plus simplement et par commodité de dose de rayons X) que des photodiodes qui seraient placés sur le côté de la matrice de pixels. En effet, lorsque le capteur est dans la bouche, il se trouve placé de telle sorte que sa ligne médiane dans le sens de la longueur est très peu masquée par les dents ou la mâchoire du patient. Inversement, si une série de photodiodes était placée sur le côté de la matrice, elle serait souvent masquée par la mâchoire ou les dents et recevrait beaucoup moins de rayons X. Or il est important que l'intégration soit déclenchée dès le début de la réception du flash X et il est donc important que la série de photodiodes soit la moins masquée possible pour réagir plus vite. L'invention permet d'optimiser la probabilité d'une détection rapide de l'apparition du flash de rayons X. Par exemple, lorsque l'image souhaitée est une image prise avec la bouche presque fermée, alors que le patient mord un support de capteur, le capteur est placé sur le support de telle manière que la ligne médiane dans le sens de la longueur soit disposée le long du support. Comme le support est transparent aux rayons X, il laisse passer une dose de rayons X directement sur la série de photodiodes alignées selon la ligne médiane du capteur. Par conséquent, même dans ce cas particulier de la bouche fermée, la série de photodiodes est particulièrement bien exposée aux rayons X. Comme la série de photodiodes n'occupe que la largeur d'une 5 colonne de pixels, elle ne gêne que très peu l'image électronique finale. Typiquement, les pixels peuvent avoir une dimension de 20 micromètres par 20 micromètres, alors que les détails utiles au praticien pour son diagnostic ont rarement une dimension inférieure à 100 micromètres par 100 micromètres. La valeur de luminance du pixel manquant dans chaque ligne 10 est reconstituée par interpolation entre les deux pixels voisins de la même ligne et cela est très facile puisque tous les pixels manquants sont situés à la même position médiane dans les différentes lignes. Le grand nombre (plusieurs centaines) de photodiodes de détection PHx présentes dans la série permet d'obtenir un courant de 15 détection suffisant sans qu'il soit nécessaire de prévoir que les photodiodes de détection aient une surface plus grande qu'un pixel. Le circuit de détection DX sera en principe placé en bas de la matrice de pixels, avec les circuits de lecture RD de la matrice. Il a été représenté sur la figure 3 comme étant situé au-dessous des circuits de 20 lecture RD mais ce n'est pas obligatoire. Son emplacement dépend notamment de son encombrement, qui est plus ou moins grand selon la réalisation envisagée, et selon les fonctionnalités souhaitées (détection d'apparition de flash X, détection de dose reçue pour l'arrêt de la prise d'image, déclenchement d'arrêt du flash). 25 La fabrication de la série de photodiodes est très facile puisque les photodiodes sont technologiquement identiques aux photodiodes des pixels utiles de la matrice. 30 La série de photodiodes de détection et le conducteur de détection CD peuvent être utilisés aussi pour déterminer la fin de la prise d'image. En effet, on peut intégrer un signal représentant le courant reçu sur le conducteur CD ; l'intégrale du courant représente alors une dose de rayons X reçue par la série de photodiodes. Cette dose est représentative de la 35 dose reçue par le patient. Un circuit de commande de fin d'intégration peut donc être connecté au conducteur CD comme le circuit DX pour effectuer une détection de dose reçue et commander les circuits de séquencement pour terminer l'intégration de charges électriques dans les pixels. Enfin, on peut utiliser la série de photodiodes et le conducteur de détection pour 5 arrêter le flash de rayons X lorsque la dose reçue a atteint une valeur prédéterminée. Un circuit de commande d'arrêt de flash X doit alors être connecté au conducteur de détection CD, et ce circuit transmet un signal d'arrêt à la source de rayons X (par voie filaire par exemple) lorsque la dose reçue est suffisante. Le circuit de commande d'arrêt de flash X peut être le 10 même que le circuit de commande d'arrêt d'intégration. Dans le cas où les lignes de pixels décodées par le décodeur de lignes seraient orientées dans le sens de la plus grande longueur du capteur, la série de photodiodes placée au milieu de la matrice dans le sens de la 15 plus grande longueur remplacerait une ligne de pixels en occupant la largeur de cette ligne. Pour assurer une détection efficace même dans des cas où le capteur serait placé dans la bouche d'une manière telle que la ligne médiane 20 du capteur serait en partie masquée par la mâchoire ou la dentition, on peut prévoir une ou deux autres séries secondaires de photodiodes alignées dans le sens de la plus grande longueur du capteur parallèlement à la première série et remplaçant chacune une colonne (ou ligne) respective de pixels. Ces autres séries de photodiodes sont toutes reliées chacune à un conducteur 25 s'étendant parallèlement à la série et relié au conducteur de détection CD. Les courants de ces autres séries s'ajoutent au courant généré dans la première série de photodiodes. La figure 5 en représente un exemple avec deux autres séries de photodiodes SPHx1 et SPHx2 remplaçant deux autres colonnes de pixels, 30 respectivement de part et d'autre de la colonne centrale SPHx. L'information d'image est là aussi reconstituée par interpolation des signaux fournis par deux pixels situés sur une ligne de part et d'autre d'une photodiode de détection. On peut également, toujours dans le même but, ajouter une série 35 de photodiodes alignées selon une direction perpendiculaire à la plus grande longueur du capteur. Le conducteur commun qui relie les photodiodes de cette série supplémentaire est relié au conducteur CD de la première série SPHx de sorte que les courants des photodiodes des deux séries s'ajoutent. La figure 6 en représente un exemple avec une série principale SPHx et une série secondaire SPHy, perpendiculaire. Dans cet exemple la série secondaire est placée sur une ligne médiane de la matrice, mais elle pourrait être placée d'un côté ou de l'autre de cette ligne ; on peut aussi avoir deux séries ou trois séries secondaires de photodiodes alignées dans cette direction. Là encore, pour chaque série secondaire, on reconstitue par interpolation la luminance reçue par un pixel manquant, mais cette fois en interpolant les signaux de deux pixels placés en colonne de part et d'autre d'une photodiode donnée. Cette solution peut se combiner avec celui de la figure 5 dans lequel il y a plusieurs séries en colonne dans le sens de la longueur du capteur. Dans tous les cas, les conducteurs de toutes les séries sont reliés directement au conducteur CD de la série principale centrale SPHx qui est orientée dans le sens de la plus grande longueur. Enfin, la figure 7 montre que les séries de photodiodes ne s'étendent pas nécessairement sur toute la longueur ou toute la largeur de la matrice de pixels. Sur la figure 7, on a une série principale centrale SPHx en colonne, s'étendant sur toute la hauteur de la matrice dans le sens de la plus grande longueur, et plusieurs séries SPHy s'étendant dans le sens de la largeur chacune sur une partie de la largeur. Les séries partent de préférence de la série centrale pour faciliter la liaison entre les différents conducteurs correspondant à chaque série, mais ce n'est pas obligatoire, la connexion pouvant aussi se faire par l'extérieur de la matrice. REVENDICATIONS1. Capteur d'image radiologique intra-oral en technologie MOS comprenant une matrice (MPIX) de lignes et de colonnes de pixels photosensibles comprenant chacun une photodiode (PH) et un circuit à transistors (Trs, TL, TS) permettant de recueillir les charges générées par la lumière dans le pixel et les convertir en tension, et : - pour chaque colonne de pixels un conducteur de colonne (CC) commun à tous pixels de la colonne, le conducteur de colonne étant relié à un circuit de lecture respectif pour la colonne (RD), - un circuit d'adressage de lignes (LDEC) pour adresser les pixels d'une ligne sélectionnée, et reporter sur les conducteurs de colonne des signaux utiles issus des pixels de la ligne sélectionnée et représentant l'éclairement de ces pixels, capteur caractérisé en ce qu'il comporte, au milieu de la matrice et à la place d'une colonne centrale ou d'une ligne centrale de pixels, une série (SPHx) de photodiodes (PHx) de détection toutes reliées électriquement d'un côté à un potentiel de référence et de l'autre côté à un même conducteur de détection (CD) s'étendant le long de la série de photodiodes, ce conducteur de détection étant relié à un circuit de détection (DX) fournissant un signal de déclenchement de prise d'image lorsque le courant détecté ou la variation de ce courant dépasse un seuil montrant qu'un flash de rayons X a commencé. 2. Capteur d'image radiologique selon la revendication 1 ayant une forme généralement rectangulaire, éventuellement avec des coins coupés, et ayant donc une longueur et une largeur où la longueur est supérieure à la largeur, caractérisé en ce que la série de photodiodes de détection est mise à la place d'une colonne ou d'une ligne centrale orientée dans le sens de la longueur, le conducteur de détection s'étendant dans le sens de la longueur. 3. Capteur d'image radiologique selon la revendication 2, caractérisé en ce que le conducteur de détection s'étend dans le sens des conducteurs de colonne. 4. Capteur d'image selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que les photodiodes de détection sont réparties au même pas que les pixels dans les colonnes ou lignes de pixels qui l'encadrent. 5. Capteur d'image selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que les photodiodes de détection sont technologiquement identiques aux photodiodes des pixels et elles ont de préférence les mêmes dimensions. 6. Capteur d'image selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu'il comporte au moins une autre série de photodiodes parallèle (SPHx2, SPHx3) ou perpendiculaire (SPHy) à la première série, toutes les photodiodes de l'autre série étant reliées directement à un conducteur commun lui-même relié au conducteur de détection (CD). 7. Capteur d'image selon la revendication 6, caractérisé en ce qu'une ou plusieurs des séries de photodiodes occupe une partie seulement de la longueur d'une ligne ou d'une colonne de pixels de la matrice.20