FR 2924325 A1 20090605 FR 0759516 A 20071203 L'invention concerne un appareil de radiologie dentaire et un procédé associé. 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. Lorsque l'on souhaite effectuer une radiographie de la mâchoire d'un patient, celui-ci est installé en position assise sous l'arceau et sa tête est placée entre le générateur de rayons X et le capteur proche de la tête. Les rayons X sont émis par la source sous la forme d'un cône dirigé vers la tête. Le capteur reçoit les rayons ayant irradié la tête du patient, les convertit en signaux électriques et fournit en sortie un signal d'image de la tête irradiée. L'arceau pivote autour d'un axe de rotation vertical sur 360° pour pouvoir obtenir plusieurs signaux d'image de la tête du patient sous différents angles. Par exemple, on peut obtenir un signal d'image ou cliché pour chaque degré de rotation de l'arceau. Jusqu'à présent, lorsque l'on souhaite pratiquer un examen en trois dimensions d'un objet, tel qu'une demi-arcade dentaire, une rotation de 360° de l'arceau portant le capteur et le générateur est effectuée autour de l'objet. Si l'on souhaite augmenter la largeur du volume reconstruit par radiographie, la largeur du capteur doit être augmentée en conséquence. Or, une augmentation de la taille du capteur se traduit par un surcoût important. Par exemple, le volume qu'il est possible de reconstituer à partir d'un capteur plan de dimensions 5 cm x 6 cm est d'environ 3,2 cm x 4 cm, ramené dans le plan de l'objet. Les dimensions du volume reconstitué tiennent compte de la géométrie conique du faisceau de rayons X et des distances respectives entre le point d'émission des rayons (foyer de la source ou point de l'anode sur lequel est focalisé le faisceau d'électrons) , l'objet et le capteur. Un tel volume reconstruit est insuffisant pour reconstituer une taille d'image correspondant à une demi-arcade dentaire. Il serait par conséquent intéressant de pouvoir augmenter la taille de l'image reconstruite à partir d'un capteur de dimensions données. La présente invention a ainsi pour objet un appareil de radiologie dentaire du type à tomographie numérisée à faisceau conique, comprenant : - un générateur de rayons X, - un capteur de rayons X ayant une surface active disposée en vis-à-vis du générateur, le générateur et le capteur étant aptes à se déplacer simultanément en rotation autour d'un axe de rotation, caractérisé en ce que le capteur est orienté de telle façon qu'un axe longitudinal allant du générateur au capteur et passant par l'axe de rotation est perpendiculaire à la surface active du capteur, le centre du capteur étant décalé transversalement par rapport à la projection de l'axe longitudinal sur la surface active du capteur. Le décalage du capteur doit être significatif pour pouvoir augmenter le volume de l'objet reconstruit, sans toutefois être trop élevé afin de ne pas acquérir de portions d'images inutiles (sans rapport avec l'objet d'intérêt) et de ne pas occulter de zones de l'objet d'intérêt. Ainsi, dans chaque position angulaire du capteur et du générateur, ceux-ci coopèrent pour acquérir une image d'une partie décalée latéralement de l'objet, là où, dans l'art antérieur, l'image capturée était centrée sur l'objet. En se déplaçant autour de l'objet, grâce à cet agencement, au final une plus grande étendue latérale (considérée perpendiculairement à l'axe longitudinal qui relie le capteur au générateur en passant par l'axe de rotation de ceux-ci) de l'objet est capturée par l'ensemble générateur et capteur. Ceci permet donc de reconstituer un plus grand volume d'objet qu'auparavant en conservant le même capteur. On notera par ailleurs que le générateur de rayons X n'illumine que la partie de l'objet située dans l'alignement du capteur décalé, dans une position angulaire donnée. Or, comme l'ensemble générateur et capteur tourne, le cône de rayons X émis par le générateur balaye des zones ou parties différentes de l'objet au cours des rotations successives, au lieu de toujours balayer la zone centrale de cet objet. Ainsi, une même zone de l'objet reçoit une dose de rayons X inférieure à la dose reçue par la zone centrale balayée par le cône de rayons X dans l'art antérieur. On notera toutefois que le diaphragme ou collimateur du générateur de rayons X est lui aussi décalé de façon correspondante pour que le faisceau de rayons X émis illumine la zone d'intérêt de l'objet sur la surface du capteur décalé. Le faisceau collimaté est donc lui aussi décalé afin d'être centré sur le capteur. L'axe central du faisceau relie ainsi le générateur au centre du capteur et est donc également décalé par rapport à l'axe longitudinal reliant perpendiculairement le générateur au capteur et passant par l'axe de rotation. Par ailleurs, le rayonnement diffusé à l'objet est utilisé plus efficacement que dans l'art antérieur. Selon une caractéristique, le capteur et le générateur sont aptes à se déplacer en rotation dans un plan dit de rotation qui est traversé par l'axe de rotation. Selon une caractéristique, le centre du capteur est décalé transversalement par rapport à la projection de l'axe longitudinal sur la surface active du capteur d'une distance qui, mesurée dans le plan de rotation, est inférieure à la demi-largeur du capteur, la largeur du capteur étant la dimension mesurée dans le plan de rotation perpendiculairement à l'axe longitudinal. Ce décalage maximal permet de s'assurer de l'efficacité du décalage. Selon une caractéristique, le centre du capteur est décalé d'une distance comprise entre le quart de la largeur du capteur et sa demi-largeur. Selon une caractéristique, le générateur est orienté de telle façon que sa pente d'anode soit confondue avec l'axe central du faisceau de rayons X émis par le générateur. Selon une caractéristique, le plan de rotation est horizontal. Selon une caractéristique, l'axe de rotation est vertical. L'invention a également pour objet un procédé de reconstitution d'une représentation volumique d'un objet irradié par des rayons X à partir d'images radiographiques dentaires planes, ledit procédé faisant intervenir un générateur de rayons X et un capteur de rayons X qui sont aptes à se déplacer simultanément en rotation autour d'un axe de rotation, le procédé comprenant les étapes suivantes : - émission d'un faisceau de rayons X vers un objet à partir du 10 générateur de rayons X, - réception, par le capteur, du faisceau de rayons X ayant irradié l'objet, caractérisé en ce que le faisceau de rayons X est émis de façon centrée sur la surface active du capteur, le centre du capteur étant décalé transversalement par rapport à la projection, sur la surface active du capteur, 15 d'un axe longitudinal allant du générateur au capteur et passant par l'axe de rotation. On entend par image radiographique plane une image radiographique de l'objet en 3D projetée dans un plan. Ce procédé présente les mêmes avantages que ceux de l'appareil brièvement exposé ci-dessus et ils ne seront donc pas rappelés ici. 20 Selon une caractéristique, le capteur et le générateur sont aptes à se déplacer en rotation dans un plan dit de rotation qui est traversé par l'axe de rotation. Selon une caractéristique, le centre du capteur est décalé transversalement par rapport à la projection de l'axe longitudinal sur la surface 25 active du capteur d'une distance qui, mesurée dans le plan de rotation, est inférieure à la demi-largeur du capteur, la largeur du capteur étant la dimension mesurée dans le plan de rotation perpendiculairement à l'axe longitudinal. Selon une caractéristique, le centre du capteur est décalé d'une distance comprise entre le quart de la largeur du capteur et sa demi-largeur. 30 Selon une caractéristique, le générateur est orienté de telle façon que sa pente d'anode soit confondue avec l'axe central du faisceau de rayons X émis par le générateur. Selon une autre caractéristique, le procédé comporte une étape de déplacement simultané du capteur et du générateur en rotation autour de l'axe de rotation, dans plusieurs positions angulaires successives, et pour chacune de ces positions angulaires successives, le procédé comporte une étape de fourniture, par le capteur, d'un signal représentatif d'une image radiographique plane de l'objet irradié suivant cette position angulaire, l'ensemble des signaux fournis par le capteur pour l'ensemble des positions angulaires successives contenant la totalité des données nécessaires à la reconstruction d'une représentation volumique de l'objet. Selon une caractéristique, le déplacement du capteur et du générateur est effectué sur un tour de rotation, ce qui permet d'obtenir suffisamment de données pour reconstituer la totalité de l'objet ou d'une zone d'intérêt de celui-ci en trois dimensions. Selon une caractéristique, le procédé comporte une étape de traitement des signaux fournis par le capteur pour l'ensemble des positions angulaires successives afin de reconstruire la représentation volumique de l'objet. Selon une caractéristique, le traitement comprend une étape de pondération des données qui sont issues des différents signaux et proviennent des parties de l'objet successivement illuminées par le faisceau de rayons X au cours des rotations successives, la pondération étant ajustée en fonction de la présence ou non des parties illuminées de l'objet dans une zone de ce dernier appelée zone de recouvrement et qui est toujours illuminée par le faisceau au cours des rotations successives. Ainsi, on affecte des coefficients de pondération différents aux données selon leur position par rapport aux zones successivement balayées par le cône de rayons X. Cette pondération prend en compte le décalage latéral du capteur tel que décrit plus haut. D'autres caractéristiques et avantages apparaîtront au cours de la description qui va suivre, donnée uniquement à titre d'exemple non limitatif, et faite en référence aux dessins annexés, sur lesquels : - la figure 1 est une vue schématique générale en perspective d'un appareil de radiologie dentaire selon l'invention ; - la figure 2 est une vue schématique de dessus montrant l'agencement du capteur et du générateur selon l'art antérieur ; - les figures 3a et 3b sont des vues schématiques de dessus montrant l'agencement du capteur et du générateur selon l'invention dans deux positions angulaires ; - la figure 3c est une vue schématique montrant l'intensité du faisceau de rayons X en fonction de son inclinaison par rapport à l'axe longitudinal 34 ; - la figure 3d est une vue schématique partielle agrandie de la figure 3a et montrant la zone de recouvrement ; et - la figure 4 est une vue schématique des opérations de traitement des données fournies par le capteur. 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 du type à tomographie numérisée à faisceau conique (connu en terminologie anglo-saxonne sous le terme CBCT, acronyme signifiant � Cone Beam Computed Tomography �). Cet appareil permet d'acquérir des images volumiques d'un objet. 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 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 monté(e) de manière fixe sur le bras 16b, tandis qu'un capteur de rayons X 20 est monté sur le bras 16c. Le générateur 18 et le capteur 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 au capteur 20 constituant le coeur de l'unité radiographique tournante 14 est reliée à une table 22 disposée au-dessus de la structure 16 et qui est mobile en X et Y. Plus particulièrement, cette table est montée sur une poutre horizontale 24 fixée au bâti vertical 12. Cette table est susceptible de se déplacer dans les directions X et Y dans un plan horizontal, permettant ainsi d'effectuer une rotation complète (360°) autour d'un axe de rotation vertical non représenté sur cette figure. Cette table permet de positionner le centre de rotation (et l'axe de rotation) de la structure sur un objet à radiographier, notamment une zone d'intérêt du patient, sans que ce dernier n'ait besoin de se déplacer. On notera que la structure 16 reliée à la table 22 est donc susceptible d'effectuer un mouvement de rotation autour d'un axe de rotation vertical positionné par rapport au patient. Au cours de ce mouvement de rotation, le générateur 18 et le capteur 20 ne bougent pas l'un par rapport à l'autre. On notera que la table 22 permet également d'effectuer des trajectoires panoramiques programmables lorsque l'appareil est utilisé dans cette application. L'appareil de radiologie 10 comporte également un bras inférieur 26 fixé par une extrémité 26a au bâti 12. L'extrémité libre 26b du bras est équipée d'un dispositif de positionnement 25 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 le capteur 20. Le générateur de rayons X 18 comprend plus particulièrement un tube de rayons X, par exemple à anode fixe, et dont la taille du foyer est, par exemple, égale à 0,5 mm. En outre, ce générateur comprend une fenêtre de collimation (diaphragme) qui est plombée et dimensionnée pour produire un faisceau conique de rayons X destiné à illuminer une partie de la tête du patient (par exemple la mâchoire) et le capteur disposé derrière. Le capteur 20 est assujetti à un bras 16c motorisé qui permet de faire pivoter autour d'un axe vertical l'équipement porté par ce bras et, selon l'application choisie, de positionner en face du générateur soit le capteur 20 destiné à un examen en trois dimensions de l'objet à irradier, soit une cassette en barrette (non représentée) destinée à un examen panoramique. On notera que le capteur 20 utilisé pour la reconstitution d'un objet en trois dimensions (ex. : tête du patient) est un capteur plan. Ce capteur est apte, d'une part, à recevoir un rayonnement X provenant du générateur 18 et ayant illuminé l'objet placé entre le capteur et le générateur et, d'autre part, à transformer ce rayonnement en un signal électrique représentatif d'une image radiographique de cet objet. Plus particulièrement, le capteur comprend par exemple : - un convertisseur qui est apte à convertir en rayonnement visible, le rayonnement X reçu par le capteur ; ce convertisseur est par exemple un 15 scintillateur réalisé en Iodure de Césium, et - un détecteur du rayonnement visible transformé en provenance du convertisseur et qui fournit, en sortie du capteur, le signal électrique représentatif d'une image radiographique de l'objet. On notera que le détecteur est par exemple un détecteur CMOS qui 20 possède une taille de pixels de l'ordre de 120 microns et qui permet de lire rapidement des images capturées, par exemple en 15 millisecondes. En diminuant la taille du capteur par rapport à la taille de l'objet à reconstruire on s'assure de pouvoir fabriquer le détecteur en technologie CMOS compte tenu de la taille des "wafers" disponibles. De tels détecteurs CMOS 25 disposent d'un rapport signal sur bruit élevé. La taille du capteur plan est par exemple de 5 cm x 6 cm. On a représenté sur la figure 1 la surface optiquement active 20a du capteur 20. La figure 2 illustre l'agencement classique d'une source de rayons X 30 et du capteur de rayons X associé par rapport à la position de l'objet à irradier. On voit ainsi que l'axe de rotation du capteur 20 et du générateur 18, matérialisé sur la figure 2 par le point référencé 30 et qui est positionné par rapport à l'objet 32 à illuminer, est placé sur l'axe d'alignement 34 qui relie perpendiculairement le générateur 18 au capteur 20. Cet axe 34 constitue l'axe du faisceau collimaté de rayons X schématisé sur cette figure, émis par le générateur 18 et qui vient frapper le centre du capteur 20 après avoir rencontré l'axe vertical 30. Le faisceau de rayons X est collimaté par une fente 33 centrée sur l'axe central 34 du faisceau. Dans cette configuration illustrant l'art antérieur, on constate qu'au cours du mouvement de rotation du générateur et du capteur autour de l'objet à illuminer 32, le faisceau de rayons X émis par le générateur balaye toujours la même zone centrale 36 de l'objet 32. Les zones latérales de l'objet 32 qui sont disposées de part et d'autre de la zone centrale 36 ne sont pas illuminées et donc l'information qu'elles contiennent n'est pas capturée par le faisceau de rayons X. On notera que le générateur 18 et le capteur 20 se déplacent tous deux dans un plan de rotation perpendiculaire à l'axe de rotation vertical 30 et qui correspond au plan de la figure 2. Les figures 3a et 3b illustrent le positionnement de l'ensemble capteur et générateur d'un appareil de radiologie selon l'invention dans deux positions angulaires différentes séparées de 180° l'une de l'autre. Sur la figure 3a qui est une vue dans un plan horizontal analogue à celui de la figure 2, le capteur 20 présente un décalage latéral dans ce plan par rapport à la position qu'il occupe sur la figure 2 (décalage obtenu par une translation du capteur). La fente de collimation 35 du générateur de rayons X 18 est également décalée latéralement de façon correspondante pour que le faisceau collimaté illumine toute la surface active du capteur décalé et soit centré sur celle-ci. Le décalage de la fente 35 est illustré sur la partie agrandie de la figure 3a où l'on voit également, en pointillés, la position de la fente 33 de la figure 2. Avec un tel décalage latéral du capteur et du générateur, l'axe central 38 du cône de rayons X collimaté par la fente du générateur 18 et qui vient frapper le capteur 20 en son centre (cet axe peut être considéré comme l'axe d'alignement du capteur et du générateur), n'est plus concourant avec l'axe de rotation vertical 30 comme sur la figure 2 mais passe à côté de celui-ci (figure 3a). On notera que le capteur 20 est orienté de telle façon que l'axe longitudinal 34 qui relie perpendiculairement le générateur 18 à la surface active 20a du capteur 20 passe par l'axe de rotation 30. Une autre orientation da la surface du capteur par rapport au faisceau fournirait de mauvais résultats. Le décalage du capteur peut ainsi être défini comme étant le décalage transversal d du centre du capteur 20b par rapport à la projection de l'axe longitudinal 34 sur la surface active 20a. Dans le cas où l'on procède à un examen en 3D, on peut orienter avantageusement le générateur de telle sorte que sa pente d'anode soit confondue avec l'axe central 38 du faisceau. Cette orientation permet d'accroître l'intensité du faisceau émis et d'améliorer l'homogénéité de l'éclairement produit par le faisceau. La figure 3c illustre l'intensité du faisceau de rayons X généré par la source 18 dans le plan de la surface active du capteur 20, en fonction de l'inclinaison (axe X) de ce faisceau par rapport à l'axe longitudinal 34. Cette intensité est mesurée dans le plan du capteur (non représenté sur cette figure) et est maximale à gauche de l'axe 34, c'est-à-dire pour une orientation angulaire du faisceau formant un angle non nul avec l'axe 34. On constate ainsi qu'en orientant la pente d'anode du générateur dans la direction vers laquelle est décalé le capteur (vers la gauche de la figure 3a), l'intensité maximale du faisceau suit le déplacement du capteur. La valeur du décalage d du capteur est limitée par la nécessité d'une zone de recouvrement entre toutes les zones ou parties de l'objet 32 balayées par le faisceau de rayons X. Cette zone de recouvrement est représentée par la référence 39 sur la figure 3d (vue partielle agrandie de la figure 3a) qui correspond, dans le plan de rotation de la figure, à un cercle centré sur la référence 30. Toutefois, il convient de noter que la zone de recouvrement est tridimensionnelle et qu'il s'agit d'un cylindre de révolution d'axe de révolution 30. A cet effet, le centre 20b du capteur est décalé transversalement de la projection de l'axe longitudinal 34 sur la surface active 20a du capteur d'une distance qui est inférieure à la demi-largeur du capteur. La largeur du capteur est la dimension de ce dernier qui est mesurée dans le plan de rotation de la figure 3a, perpendiculairement à l'axe longitudinal 34. La hauteur du capteur n'est pas représentée sur cette figure mais l'est sur la figure 1. D'un point de vue pratique, il est préférable de s'assurer d'un minimum de décalage afin de minimiser la zone de recouvrement entre toutes les zones balayées par le cône de rayons X au cours des rotations successives de l'ensemble capteur et générateur. Avantageusement, le capteur est ainsi décalé d'une distance comprise entre le quart de largeur du capteur et la moitié de cette largeur. Par exemple, pour le capteur précité dont la largeur est de 5 cm, le 15 décalage latéral d est par exemple de 2 cm. La figure 3b représente l'agencement du capteur et du générateur après avoir effectué un demi-tour autour de l'objet 32 à irradier et l'on constate ainsi que la zone balayée par le cône de rayons X émis par le générateur n'est pas identique à la zone balayée sur la figure 3a. 20 On notera que ces deux zones se recouvrent autour de l'axe 30 et qu'elles se combinent en un volume balayé de plus grandes dimensions que celles de la zone 36 de l'art antérieur illustré sur la figure 2. Le volume qu'il est possible de reconstruire avec l'agencement des figures 3a-d est représenté par la zone référencée 37 dans le plan de ces 25 figures. Cette zone 37 est bien entendu tridimensionnelle et a la forme d'un cylindre de révolution d'axe de révolution 30. L'invention permet donc de couvrir une plus grande étendue de l'objet à irradier pour une même taille de capteur et donc d'augmenter le volume des données qu'il est possible de reconstruire par radiographie en trois 30 dimensions. L'invention permet ainsi, lorsqu'elle est appliquée au domaine du dentaire, de reconstituer en trois dimensions une zone de la mâchoire d'un patient telle qu'une demi-arcade dentaire avec un capteur de taille réduite par rapport à l'art antérieur. A titre d'exemple, un décalage latéral de 2 cm du capteur de dimensions 5 cm x 6 cm permet de reconstruire un volume d'objet ayant, en projection dans un plan, des dimensions égales à 5,8 cm x 4 cm. En l'absence de décalage, les dimensions (projetées dans un plan) du volume qu'il est possible de reconstruire ne seraient que 3,2 cm x 4 cm. On notera que les dimensions du volume reconstitué tiennent compte de la géométrie du faisceau de rayons X et des distances respectives entre le point d'émission des rayons, l'objet et le capteur. On va maintenant décrire l'acquisition et le traitement des données par l'unité de radiographie tournante de la figure 1 et des figures 3a et 3b lors d'une rotation d'un tour de l'ensemble formé du générateur 18 et du capteur 20. Ainsi, un objet à radiographier tel que la tête d'un patient est interposé entre le générateur 18 et le capteur 20 de la figure 1 et l'ensemble formé du générateur et du capteur adopte une pluralité de positions angulaires successives obtenues par rotations successives de cet ensemble autour de l'axe de rotation vertical 30. Le faisceau de rayons X collimaté émis par le générateur illumine à chaque position une zone différente de l'objet à illuminer. Ce rayonnement est modifié par sa rencontre avec l'objet et le capteur placé dans l'alignement du générateur reçoit ce rayonnement modifié. Ainsi, pour chaque position angulaire (dans le plan de rotation) de l'ensemble formé du générateur et du capteur, ce dernier reçoit un rayonnement porteur d'informations caractéristiques des zones de l'objet illuminées par ce rayonnement et transforme le rayonnement reçu en un signal qui est représentatif d'une image radiographique plane de l'objet illuminé (image radiographique 3D de l'objet projetée dans un plan) dans la position angulaire considérée. On appelle une projection le signal ainsi fourni par le capteur. Dans l'exemple décrit, l'ensemble du dispositif formé par le générateur et le capteur tourne, par exemple, d'un degré de rotation à chaque mouvement (pas) de la structure rotative porteuse et une projection est obtenue pour chaque degré de rotation dans cet exemple. On notera qu'un tour complet est nécessaire avec le capteur décalé selon l'invention pour acquérir une quantité suffisante de données aux fins de reconstruction volumique de l'objet. Ces projections ou signaux sont transféré(e)s au fur et à mesure de leur obtention (ou bien en une seule fois) à une unité de traitement des données. Cette unité de traitement de données peut être éloignée de l'appareil de radiologie 10, à une distance de l'ordre de plusieurs mètres ou à plus grande distance. L'unité de traitement de données est, par exemple, un ordinateur tel qu'un ordinateur PC dans lequel sont stockés un ou plusieurs fichiers informatiques contenant un algorithme de reconstruction de l'objet ou d'une zone d'intérêt de celui-ci en trois dimensions. L'algorithme de reconstruction qui va être appliqué aux données provenant du capteur tient compte du décalage du capteur dans les opérations de traitement qu'il prévoit. La figure 4 illustre de façon schématique des opérations de traitement prévues par un algorithme de reconstruction du type algorithme FDK ou algorithme de Feldkamp appliqué à chacune des projections délivrées par le capteur. Cet algorithme connu en soi a été modifié afin de s'adapter au décalage précité. Pour pouvoir reconstruire le volume de l'objet (par exemple, demi-arcade dentaire ou dent) le capteur décalé selon l'invention doit effectuer une rotation de 360°, là où, avec un capteur de largeur double et non décalé, une rotation de 180° suffit. De ce fait, à pas angulaire donné, on dispose de moins de vues avec le capteur décalé et le bruit de reconstruction est donc plus élevé. Afin de limiter les effets de ce bruit, l'algorithme illustré à la figure 4 comprend avantageusement un premier bloc de traitement 40 qui prévoit d'effectuer un filtrage haute fréquence des données fournies par le capteur sur chacune des projections 1 à n obtenues successivement au cours des rotations successives du capteur et du générateur. Le signal ou la projection filtré(e) par le bloc 40 subit une décomposition de type pyramidale en bandes de fréquence, par décomposition du type différence de gaussiennes. L'algorithme qui est mis en oeuvre dans ce bloc 40 est itératif et fournit, pour chaque bande de fréquence du signal considéré, un filtrage pyramidal haute fréquence de type rampe. Plus particulièrement, l'opération effectuée dans ce bloc consiste en plusieurs étapes successives, au cours desquelles : - l'image (projection) est sous-échantillonnée suivant une puissance de 2 dans le sens horizontal et suivant un facteur 1 dans le sens vertical, - une différence de gaussiennes monodimensionnelles est appliquée à chaque échantillon précédemment obtenu, - le résultat de l'étape précédente est combiné à l'image haute 15 fréquence de l'étage inférieur qui aura été préalablement sur-échantillonnée par deux. Les étapes sont réitérées autant de fois que la taille de l'image (projection) permet de contenir des puissances de 2. On obtient ainsi en sortie du bloc 40 le résultat de tous les filtrages 20 effectués sur le signal, de la fréquence la plus basse à la fréquence la plus haute. Cette étape permet d'identifier facilement parmi les données les composantes en bruit et les fréquences d'intérêt sur chaque signal. Cette discrimination entre le bruit et les fréquences utiles est en outre 25 effectuée moyennant un temps de calcul rapide du fait du processus itératif. L'algorithme de la figure 4 comporte avantageusement un deuxième bloc de traitement 42 appliqué aux données issues du bloc 40 et destiné à homogénéiser la zone de recouvrement avec les zones de non recouvrement de l'objet radiographié. 30 De façon générale, chaque signal ou projection filtré dans le bloc 40 est multiplié, dans le bloc 42, par une fonction de pondération qui tient compte des redondances existant entre les données issues des différents signaux ou projections, compte tenu de la zone de recouvrement 39 (partie ou zone de l'objet illuminée en permanence par le faisceau de rayons X lors de sa rotation). De façon générale, la pondération est ajustée en fonction de la localisation, par rapport à la zone de recouvrement 39 (figure 3d), des parties de l'objet illuminées par le faisceau de rayons X au cours des rotations successives du capteur et du générateur et qui ont donné lieu successivement aux différents signaux fournis par le capteur. La fonction de pondération appliquée dans le bloc 42 est continue et régulière. Plus particulièrement, cette fonction varie entre 100 % et 0 % du bord de l'image correspondant aux pixels du capteur 20 les plus éloignés de l'axe longitudinal 34 au bord de l'image correspondant aux pixels du capteur les plus proches de cet axe. En particulier, la fonction de pondération vaut, par exemple, 1/2 sur l'axe de rotation 30. Ainsi pondérés, les projections filtrées sont traitées par le bloc suivant 44 qui effectue une rétroprojection de ces projections. Cette étape de rétroprojection connue de l'algorithme conventionnel FDK effectue une rétroprojection de chaque projection filtrée et pondérée afin de reconstituer chaque voxel (unité élémentaire de volume qui est directement liée à la taille du pixel ramené dans le plan de l'objet ou de la zone d'intérêt) de l'objet radiographié ou d'une zone d'intérêt de celui-ci. Plus particulièrement, au cours de cette étape, on attribue à tous les voxels situés sur le chemin des rayons X considérés une valeur qui dépend de la valeur du pixel atteint par ces rayons dans la projection considérée. On répète ces trois opérations des blocs respectifs 40, 42, 44 pour chaque projection en ajoutant le résultat de l'opération de rétroprojection obtenu pour une projection donnée au volume déjà reconstruit à partir des rétroprojections précédentes. On est ainsi en mesure de reconstruire l'objet ou une zone d'intérêt de celui-ci par tranches. On peut donc reconstituer une représentation volumique de l'objet ou d'une zone d'intérêt de celui-ci à partir d'un capteur de rayons X de dimensions réduites par rapport à la taille du capteur qui aurait été nécessaire en l'absence de décalage. REVENDICATIONS 1. Appareil de radiologie dentaire du type à tomographie numérisée à faisceau conique, comprenant : - un générateur de rayons X (18), - un capteur de rayons X ayant une surface active (20a) disposée en vis-à-vis du générateur, le générateur et le capteur étant aptes à se déplacer simultanément en rotation autour d'un axe de rotation (30), caractérisé en ce que le capteur (20) est orienté de telle façon qu'un axe longitudinal (34) allant du générateur au capteur et passant par l'axe de rotation (30) est perpendiculaire à la surface active du capteur, le centre du capteur étant décalé transversalement par rapport à la projection de l'axe (34) sur la surface active du capteur. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que le capteur et le générateur sont aptes à se déplacer en rotation dans un plan dit de rotation qui est traversé par l'axe de rotation (30). 3. Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que le centre (20b) du capteur est décalé transversalement par rapport à la projection de l'axe longitudinal (34) sur la surface active du capteur d'une distance qui, mesurée dans le plan de rotation, est inférieure à la demi-largeur du capteur, la largeur du capteur étant la dimension mesurée dans le plan de rotation perpendiculairement à l'axe longitudinal (34). 4. Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce que le centre du capteur est décalé d'une distance comprise entre le quart de la largeur du capteur et sa demi-largeur. 5. Appareil selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le générateur (18) est orienté de telle façon que sa pente d'anode soitconfondue avec l'axe central (38) du faisceau de rayons X émis par le générateur. 6. Appareil selon l'une des revendications 2 à 5, caractérisé en ce que le plan de rotation est horizontal. 7. Appareil selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que l'axe de rotation est vertical. 8. Procédé de reconstitution d'une représentation volumique d'un objet irradié par des rayons X à partir d'images radiographiques dentaires planes, ledit procédé faisant intervenir un générateur de rayons X (18) et un capteur de rayons X (20) qui sont aptes à se déplacer simultanément en rotation autour d'un axe de rotation (30), le procédé comprenant les étapes suivantes : - émission d'un faisceau de rayons X vers un objet à partir du générateur de rayons X, - réception, par le capteur, du faisceau de rayons X ayant irradié l'objet, caractérisé en ce que le faisceau de rayons X est émis de façon centrée sur la surface active du capteur, le centre du capteur étant décalé transversalement par rapport à la projection, sur la surface active du capteur, d'un axe longitudinal (34) allant du générateur au capteur et passant par l'axe de rotation. 9. Procédé selon la revendication 8, caractérisé en ce que le capteur et le générateur sont aptes à se déplacer en rotation dans un plan dit de rotation qui est traversé par l'axe de rotation. 10. Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce que le centre du capteur est décalé transversalement par rapport à la projection de l'axe longitudinal (34) sur la surface active du capteur d'une distance qui, mesurée dans le plan de rotation, est inférieure à la demi-largeur du capteur, la largeurdu capteur étant la dimension mesurée dans le plan de rotation perpendiculairement à l'axe longitudinal (34). 11. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que le centre du capteur est décalé d'une distance comprise entre le quart de la largeur du capteur et sa demi-largeur. 12. Procédé selon l'une des revendications 8 à 11, caractérisé en ce que le générateur est orienté de telle façon que sa pente d'anode soit confondue avec l'axe central (38) du faisceau de rayons X émis par le générateur. 13. Procédé selon l'une des revendications 8 à 12, caractérisé en ce qu'il comporte une étape de déplacement simultané du capteur (20) et du générateur (18) en rotation autour de l'axe de rotation (30), dans plusieurs positions angulaires successives, et pour chacune de ces positions angulaires successives, le procédé comporte une étape de fourniture, par le capteur, d'un signal représentatif d'une image radiographique plane de l'objet irradié suivant cette position angulaire, l'ensemble des signaux fournis par le capteur pour l'ensemble des positions angulaires successives contenant la totalité des données nécessaires à la reconstruction d'une représentation volumique de l'objet. 14. Procédé selon la revendication 13, caractérisé en ce qu'il comporte une étape de traitement des signaux fournis par le capteur pour l'ensemble des positions angulaires successives afin de reconstruire la représentation volumique de l'objet. 15. Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que le traitement comprend une étape de pondération des données qui sont issues des différents signaux et proviennent des parties de l'objet successivement illuminées par le faisceau de rayons X au cours des rotations successives, lapondération étant ajustée en fonction de la présence ou non des parties illuminées de l'objet dans une zone de ce dernier appelée zone de recouvrement et qui est toujours illuminée par le faisceau au cours des rotations successives.