FR 2578737 A2 19860919 FR 8504429 A 19850315 CAPTEUR INTRA-BUCCAL POUR UN APPAREIL PERMETTANT D'OBTENIR UNE IMAGE RADIOLOGIQUE DENTAIRE L'invention a trait à un appareil permettant d'obtenir une image radiologique dentaire sur le moniteur d'une chaîne de visualisation et concerne plus particulièrement des perfectionnements apportés à l'appareil décrit dans la demande de brevet français n02.547.495 et dans la demande de brevet européen n0 0.129.451. Cet appareil, illustré par le dessin annexé, comporte - un générateur de rayons X extra-buccal 1, destiné à irradier une dent 2, logée par exemple dans la mâchoire inférieure d'une bouche, - un capteur intra-buccal 3 des rayons X ayant traversé la dent 2 derrière laquelle il est positionné, - et une unité de traitement électronique extra-buccale, non représentée, qui enregistre les informations électriques en sortie du capteur intrabuccal 3 auquel elle est reliée par un câble souple 4a, afin de faire apparaitre l'image de la dent 2 sur le moniteur d'une chaîne de visualisation non représentée. La conception du capteur intra-buccal 3 est telle que celui-ci doit pouvoir enregistrer l'entière image de la dent 2 irradiée et être suffisamment miniaturisé pour pouvoir être placé aisément derrière celle-ci dans la cavité buccale. Ce capteur 3 adopte, avec son matériau d'enrobage, la forme d'un parallélépipède rectangle, d'une hauteur (h) d'environ 30 mm, d'une largeur d'environ 20 mm et d'une épaisseur maximale (e) de 17 mm, pour concilier une introduction facile en bouche avec un enregistrement total du faisceau de rayons X émergeant de la dent. Le capteur intra-buccal 3 est constitué de la puce 4 d'un dispositif à transfert de charges collée sur la face Sa du plan tronqué d'un écran 5 adoptant la configuration générale d'une pyramide tronquée dont le plan de base 5b est recouvert d'un scintillateur 6 qui transforme les rayons X émergeant de la dent 2 irradiée en rayons du spectre visible qui seront enregistrés dans de meilleures conditions par la puce 4, notamment en déposant sur le plan de base 5b des cristaux émettant dans une longueur d'onde de l'ordre de 500 à 800 nm, ce qui correspond à la plage de réponse optimale de la puce 4. L'écran 5, dont les dimensions du plan de base 5b en entrée sont telles qu'elles définissent une surface suffisamment grande pour recevoir tous les rayons X émergeant de la dent 2, et dont les dimensions du plan tronqué Sa en sortie sont telles qu'elles définissent une surface suffisamment petite pour être recouverte par la puce 4, est formé de fibres optiques réductrices, d'un rapport voisin de 2, façonnées dans un verre stabilisé garni de particules d'oxydes métalliques. Outre le fait de réduire l'image dentaire entre l'entrée 5b et la sortie Sa de l'écran, les fibres optiques permettent de conduire point par point l'image dentaire entre le scintillateur 6 et la puce 4, et de diminuer la dose d'exposition aux rayons X car le pouvoir réducteur des fibres augmente l'intensité lumineuse dans un rapport proportionnel au carré du coefficient réducteur des fibres. Les particules d'oxydes métalliques garnissant les fibres optiques sont choisies de manière à ce que leur masse atomique soit supérieure de 50 96 à celle du silicium afin qu'elles puissent absorber une grande partie de l'énergie des rayons X non transformés par le scintillateur 6 et assurer ainsi un rôle protecteur pour la puce 4. En outre, la structure chimique de l'oxyde métallique choisi doit posséder une couche électronique périphérique à quatre valences et son point de fusion doit être supérieur à 1 5000C afin d'offrir respectivement une compatibilité chimique et physique avec le silicium, pour donner une plage de viscosité permettant d'étirer les fibres optiques. Ainsi, les rayons X traversant la dent 2 vont, au contact des cristaux du scintillateur 6, émettre des rayons lumineux représentant une image de la dent 2 dans le spectre visible qui sera conduite et rétrécie point par point, par les fibres optiques de l'écran 5, jusqu'à l'entrée de la puce 4. Cette dernière a été retirée de son boîtier afin d'être reportée sur un support-céramique 7 de faible épaisseur, collé sur la face de la puce 4 opposée à celle en regard de l'écran 5. Ce support comporte une micro-électronique 8 destinée à piloter la puce 4 et à amplifier le signal de sortie de cette dernière afin de pouvoir transmettre, à l'extrémité du câble 4a, un signal électrique exploitable par l'unité de traitement électronique de la chaîne de visualisation. Afin d'éviter le problème d'échauffement au voisinage de la puce 4 provoqué par l'élévation de température de certains composants électroniques qui ont tendance à chauffer, notamment les composants qui assurent une transformation de tension, ceux-ci, référencés 8a dans leur ensemble, sont dissociés de la micro-électronique 8 et disposés sur des prolongements latéraux et perpendiculaires 7a au support-céramique 7. Une ceinture de plomb 9, dont le plan est parallèle au plan de base 5b de la pyramide tronquée 5, est disposée autour des faces latérales de cette dernière, à une hauteur, par rapport au plan de base 5b, égale aux deuxtiers de la hauteur totale de la pyramide. Cette ceinture de plomb 9 assure, pour les constituants disposés en aval (puce 4, micro-électronique 8), une protection aux rayons X non transformés par le scintillateur 6 et qui ont une trajectoire linéaire à travers l'épaisseur de l'écran 5 situé en amont de la ceinture 9. Cette épaisseur, représentant les deux-tiers de l'épaisseur totale de l'écran 5 qui correspond à la hauteur de la pyramide, a été déterminée expérimentalement comme l'épaisseur minimale qui assure une absorption suffisante des rayons X. Avantageusement, toutes les surfaces extérieures des constituants décrits ci-dessus (puce 4, écran 5, scintillateur 6, support-céramique 7, micro-électronique 8 et ceinture de plomb 9) sont noyées dans un matériau d'enrobage 10, de préférence une résine polyuréthane de couleur noire qui assure à la fois - un passage sélectif à certaines longueurs d'onde, notamment en laissant passer les rayons X et en s'opposant au passage des rayons visibles extérieurs au capteur 3 afin de ne pas perturber la réception des rayons X par le scintillateur 6, - un coefficient de conductibilité thermique faible pour limiter l'échauffement des composants électroniques au voisinage de la puce 4, - un rôle d'isolant électrique, - et une protection mécanique du capteur contre les chocs. Les perfectionnements, objet de la présente invention, ont pour but d'améliorer la définition de l'image dentaire. Un des premiers perfectionnements consiste à réduire de moitié les dimensions des fibres optiques afin d'obtenir un plus grand nombre de fibres en sortie de l'écran 5 en regard de chaque partie élémentaire de lumière de la puce 4 du dispositif à transfert de charges. Il va de soi que les dimensions des cristaux du scintillateur 6 seront également réduites pour limiter le chevauchement de ceux-ci sur les fibres optiques en entrée de l'écran 5. Selon l'invention, l'équilibre est obtenu en prenant pour les cristaux du scintillateur 6 des dimensions inférieures à 3 p, pour les fibres optiques en entrée de l'écran 5 des dimensions de l'ordre de 4 à 7 CI, pour les fibres optiques en sortie de l'écran 5 des dimensions de l'ordre de 2 à 3,5 u et pour les points élémentaires de lumière du dispositif à transfert de charges 4 des dimensions de l'ordre de 12 à 34 p. Les réductions de diamètre des fibres présentent deux avantages le premier consistant en une diminution du double effet de moirage dont il est fait état ci-après, le second tenant à la minimisation des problèmes provoqués par la rupture de certaines fibres lors de l'étirement, phénomène connu sous le nom de "fibre noire". Un autre perfectionnement objet de l'invention consiste à inclure les cristaux du scintillateur 6 à l'intérieur des fibres optiques en entrée de l'écran 5, sur une portion droite des fibres situées en avant de la partie réductrice. Dans l'hypothèse contraire, c'est-à-dire celle où les cristaux du scintillateur ou plus exactement les cristaux faisant office de scintillateur, seraient inclus dans un portion réductrice de la fibre, les rayons X non absorbés à l'entrée de cette dernière pourraient, compte tenu de la non linéarité de la fibre, franchir l'écorce de celle-ci et illuminer les cristaux inclus dans la fibre voisine ce qui aurait pour effet de produire un flou géométrique. On comprend que le problème de chevauchement est ainsi complètement éliminé puisque les cristaux du scintillateur 6 sont uniformément répartis à l'intérieur de chacune des fibres optiques lors de la fabrication de ces dernières. Ainsi que cela a déjà été précisé, le problème de rupture des fibres se trouve également résolu car les dimensions des fibres étant beaucoup plus faibles, une tolérance plus importante du nombre de ruptures de celles-ci est admise. Par ailleurs, la longueur d'onde d'émission des cristaux dudit scintillateur est comprise entre 500 et 800 nm (nanomètres), ce qui correspond à la plage de réponse optimale des points élémentaires de lumière du dispositif à transfert de charges 4. Un autre perfectionnement, objet de l'invention, consiste à diminuer les effets de moirage pour améliorer la qualité de l'image. A cet effet, le système matriciel dessiné par les fibres optiques en sortie de l'écran 5 et le système matriciel du susdit dispositif à transfert de charges 4 sont superposés et forment entre eux un angle de 450 Cet angle de 450 est choisi en fonction du double effet de moirage provoqué par les trames à 900 aussi bien du système matriciel du dispositif à transfert de charges que du système matriciel qui correspond à l'agencement des fibres optiques. Un autre et dernier perfectionnement, objet de l'invention, concerne la synchronisation de l'alimentation en courant électrique de l'unité électronique extra-buccale de traitement et de pilotage avec celle du générateur 1 de la source des rayons X, selon une durée minimum nécessaire à l'obtention d'une seule image sur le moniteur de la chaîne de visualisation Cette synchronisation dite "monocoup" est obtenue à l'aide d'une pince à courant couplée entre le générateur de rayons X et une horloge synchronisée commandant l'alimentation en courant électrique du dispositif à transfert de charges 4 afin de diminuer la dose d'exposition aux rayons X. Cette synchronisation permet de situer la plage d'intégration du dispositif à transfert de charges au moment où le tube générateur de rayons X, qui n'a pas un mode de fonctionnement linéaire, délivre une quantité de rayonnement suffisante avant la phase de plateau qui constitue la borne de départ actuellement retenue par les dispositifs de minuterie connus, ces derniers ne prenant pas en compte les doses de rayons X délivrés dans la phase de montée en chauffe du filament. Tous les perfectionnements exposés ci-dessus ont pour objet de rendre plus performant l'appareil décrit notamment dans la demande de brevet français n02.547.495, en permettant d'améliorer la définition de l'image dentaire finale tout en limitant la dose d'exposition aux rayons X. REVENDICATIONS 1. Appareil permettant d'obtenir une image radiologique dentaire sur un moniteur d'une chaîne de visualisation et comportant - une source extra-buccale (1) de rayons X, - un capteur intra-buccal (3) de rayons X ayant traversé la dent irradiée (2) et disposé coaxialement au faisceau de rayons X émergeant de cette dernière, - et une unité de traitement électronique extra-buccale reliée au capteur (3), ledit capteur étant formé par l'association d'un dispositif à transfert de charges (4) et d'un écran (5) qui, interposé entre ledit dispositif et la dent (2) irradiée, est pourvu en entrée d'un scintillateur (6) transformant les rayons X ayant traversé la dent (2) en rayons visibles, ledit écran (5) étant constitué d'une épaisseur de matière translucide perméable aux rayons visibles et garnie de particules destinées à s'opposer au passage des rayons X traversant le scintillateur (6) et non transformés par ce dernier en rayons visibles, dans ledit appareil - les dimensions des diamètres des parties élémentaires en regard des différents constituants de la chaîne optique organisés dans le sens de la transmission de l'image dentaire - scintillateur (6), écran (5), dispositif à transfert de charges (4) - ayant une croissance progressive afin droptimiser le pouvoir de résolution des points élémentaires de lumière du dispositif à transfert de charges (4) et la diminution des effets de moirage, - le susdit écran (5) étant formé par des fibres optiques réductrices garnies de particules d'oxydes métalliques destinées à absorber l'énergie des rayons X non transformés par le scintillateur (6), - et le susdit capteur intra-buccal (3) comportant une micro-électronique (8) de pilotage du dispositif à transfert de charges et d'amplification du signal de sortie de ce dernier, est CARACTERISE PAR LE FAIT QUE les cristaux du scintillateur (6) ont une dimension inférieure à 3 su, les fibres optiques ont une dimension, en entrée de l'écran (5) de l'ordre de 4 à 7 u, et en sortie de l'écran (5) de l'ordre de 2 à 3,5 ij , et les points élémentaires de lumière du dispositif à transfert de charges (4) ont une dimension de l'ordre de 12 à 34 u. 2. Appareil selon la revendication 1, CARACTERISE PAR LE FAIT QUE les cristaux du scintillateur sont inclus à l'intérieur des fibres optiques, en entrée de l'écran (5), sur une portion droite des fibres situées en avant de la partie réductrice. 3. Appareil selon la revendication 1, CARACTERISE PAR LE FAIT QUE le système matriciel dessiné par les susdites fibres optiques en sortie de l'écran (5) et le système matriciel du susdit dispositif à transfert de charges (4) sont superposés et forment entre eux un angle de l'ordre de LISa, pour éviter le double effet de moiré des deux matrices. 4. Appareil selon la revendication 1, CARACTERISE, PAR LE FAIT QUE l'alimentation en courant électrique de l'unité électronique extra-buccale de traitement et de pilotage est synchronisée avec celle du générateur (1) de la source de rayons X, au moyen d'une pince à courant.