FR 2938183 A1 20100514 FR 0855685 A 20080822 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. Dans le premier type d'appareil, le générateur de rayons X est pourvu d'une fente de collimation verticale et le capteur réalisé sous la forme d'une matrice de pixels est placé derrière une fente verticale disposée en vis-à-vis de la fente du générateur. L'objet à radiographier est placé entre le générateur de rayons X et le 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 débout 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 30 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 parcourre 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 10 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. 15 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 20 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 comprenant un générateur de rayonnement X et un capteur en vis-à-vis recevant le rayonnement issu du générateur, l'appareil étant adapté à produire une image 25 panoramique d'un objet par déplacement de l'ensemble formé du générateur et du capteur suivant une trajectoire donnée dans un plan P, le générateur étant pourvu d'au moins une fente de collimation allongée suivant un axe Z perpendiculaire au plan P de façon à produire un faisceau de rayons X allongé selon cet axe dans un premier mode de fonctionnement, le capteur à matrice de pixels étant allongé 30 suivant l'axe Z en correspondance avec ledit faisceau, caractérisé en ce que l'appareil comporte : - des moyens pour faire pivoter le capteur de 90° afin qu'il soit allongé suivant une direction parallèle au plan P, - des moyens pour faire passer le générateur pourvu de ladite au moins une fente de collimation du premier mode de fonctionnement à un second mode de fonctionnement de façon à produire, dans ce second mode, un faisceau de rayons X allongé parallèlement à ladite direction du capteur, pour que le capteur ainsi disposé soit toujours en correspondance avec ledit faisceau. L'appareil panoramique doté d'un capteur adapté à la prise de clichés panoramiques est donc équipé de moyens permettant de déplacer le capteur de sa position conventionnelle (mode panoramique) à une position où il va pouvoir acquérir une représentation volumique d'une partie d'intérêt de l'objet par tomographie à faisceau conique. De même, l'appareil comporte des moyens permettant de changer en conséquence le mode de fonctionnement du générateur pourvu de ladite au moins une fente, c'est-à-dire de changer l'orientation allongée du faisceau de rayons X. L'orientation allongée du faisceau doit en effet être adaptée à l'orientation du capteur après pivotement. Cette nouvelle configuration d'appareil de radiologie dentaire panoramique procure une nouvelle fonctionnalité à l'appareil permettant d'obtenir une représentation volumique d'une zone spécifique propre à l'objet (par tomographie à faisceau conique). Cette représentation volumique sera utilisée par l'appareil lorsqu'il fonctionnera en mode panoramique conventionnel pour produire une image panoramique. Par ailleurs, l'appareil comprend plus particulièrement : - des moyens d'entrainement en rotation, autour d'un axe de rotation fixe parallèle à l'axe Z, de l'ensemble formé du générateur dans le second mode de fonctionnement et du capteur disposé parallèlement au plan P, - des moyens d'acquisition de plusieurs signaux d'image de l'objet illuminé par le rayonnement collimaté pour une pluralité de positions angulaires adoptées par l'ensemble générateur-capteur au cours du mouvement de rotation, - des moyens d'obtention, à partir de l'ensemble des signaux d'image acquis, d'une représentation volumique de l'objet illuminé, - des moyens d'identification, à partir de la représentation volumique ainsi obtenue, d'une trajectoire que devra suivre l'ensemble générateur-capteur lors de la production ultérieure d'une image panoramique de l'objet. Dans cette nouvelle configuration (orientation spatiale différente du capteur et du faisceau de rayons X produit) l'appareil panoramique comprend des moyens lui permettant d'obtenir, par traitement des données fournies par tomographie à faisceau conique, une trajectoire adaptée à l'objet à radiographier. Lors de l'élaboration d'une image panoramique de cet objet, le déplacement de l'appareil sera guidé suivant cette trajectoire afin que le capteur 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 (par exemple les arcades dentaires) soit dans le plan de netteté. En outre, l'opérateur n'aura pas besoin d'effectuer de choix parmi des 10 types d'arcades dentaires standards, ce qui limitera le risque d'erreurs et les manipulations. Selon une caractéristique, les moyens d'acquisition de plusieurs signaux d'image comprennent des moyens de lecture des données capturées par la matrice de pixels du capteur, lesdits moyens de lecture comportant des moyens de 15 regroupement des pixels suivant un nombre prédéterminé de pixels aux fins de lecture des pixels ainsi regroupés. Le regroupement de pixels permet de diminuer la dose de rayons X utilisée pour le fonctionnement de l'appareil. Même si l'on perd de la résolution spatiale dans l'image acquise lors du 20 regroupement de pixels cela n'est pas préjudiciable compte tenu de l'information recherchée. Selon une caractéristique, les moyens d'identification d'une trajectoire à partir de la représentation volumique obtenue comprennent des moyens de seuillage ou de segmentation des données constitutives de cette représentation 25 volumique. Selon une caractéristique, le générateur est pourvu d'une seule fente de collimation et est ainsi apte à produire un faisceau de rayons X allongé selon une direction parallèle au plan P par pivotement de 90° du générateur et de la fente. L'appareil comporte à cet effet des moyens (par exemple un moteur) 30 pour faire pivoter, sur commande, l'ensemble constitué du générateur et de sa fente de collimation. Selon une caractéristique, le générateur est pourvu de deux fentes de collimation allongées selon des directions perpendiculaires et qui sont aptes chacune à passer successivement, sur commande, devant le générateur de façon à produire respectivement un faisceau de rayons X allongé selon l'axe Z et selon un axe perpendiculaire à l'axe Z. L'appareil comporte à cet effet des moyens (par exemple un moteur) pour déplacer, sur commande, les fentes et ainsi positionner devant la fenêtre de sortie du générateur la fente ayant la direction appropriée afin de produire le faisceau allongé selon l'axe voulu. Selon une caractéristique, le générateur est pourvu d'une seule fente de collimation, l'appareil comportant des moyens de réglage de l'allongement de la fente selon des directions perpendiculaires entre elles. Ainsi, l'orientation de la fente dans l'une ou l'autre des directions est ajustable sur commande. On notera que les dimensions de la fente peuvent également être ajustées selon les besoins. Selon une caractéristique, les moyens de réglage sont indépendants 15 selon les directions. On peut ainsi choisir d'allonger la fente selon une direction sans modifier son allongement selon l'autre direction grâce aux moyens de réglage propres à chaque direction. Selon une caractéristique, la fente de collimation est délimitée par quatre 20 bords et les moyens de réglage sont aptes à déplacer chacun des bords de façon indépendante l'un de l'autre. Cet agencement procure ainsi une grande souplesse d'utilisation et un réglage particulièrement fin de l'écartement entre les bords opposés deux à deux. L'invention a également pour objet un procédé pour produire une image 25 panoramique d'un objet à partir d'un appareil de radiologie dentaire comprenant un générateur de rayonnement X et un capteur en vis-à-vis recevant le rayonnement issu du générateur, le générateur étant pourvu d'au moins une fente de collimation allongée suivant un axe Z perpendiculaire à un plan P de façon à produire un faisceau de rayons X allongé selon cet axe dans un premier mode de 30 fonctionnement, le capteur à matrice de pixels étant allongé suivant l'axe Z en correspondance avec ledit faisceau, caractérisé en ce que le procédé comprend les étapes préalables suivantes en vue de faire fonctionner l'appareil en mode tomographique à faisceau conique afin d'obtenir une trajectoire à parcourir dans le plan P par l'ensemble générateur-capteur pour la production d'une image panoramique de l'objet : - pivotement de 90° du capteur pour qu'il soit allongé suivant une direction parallèle au plan P, - passage du premier mode de fonctionnement du générateur pourvu de ladite au moins une fente de collimation à un second mode de fonctionnement dans lequel est produit un faisceau de rayons X allongé parallèlement à ladite direction du capteur pour que ce dernier soit toujours en correspondance avec ledit faisceau. Ce procédé prévoit ainsi de passer temporairement d'un mode de fonctionnement panoramique à un mode de fonctionnement tomographique à faisceau conique 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. Plus particulièrement, le procédé comprend, toujours préalablement à 15 l'acquisition d'une image panoramique, les étapes suivantes: - entrainement en rotation de l'ensemble formé du générateur dans le second mode de fonctionnement et du capteur disposé parallèlement au plan P autour d'un axe de rotation fixe parallèle à l'axe Z, - acquisition de plusieurs signaux d'image de l'objet illuminé par le 20 rayonnement collimaté pour une pluralité de positions angulaires adoptées par l'ensemble générateur-capteur au cours du mouvement de rotation, - obtention, à partir de l'ensemble des signaux d'image acquis, d'une représentation volumique de l'objet illuminé, - identification, à partir de la représentation volumique ainsi obtenue, 25 d'une trajectoire suivant laquelle l'ensemble générateur-capteur se déplacera lors de la production ultérieure d'une image panoramique de l'objet. Lorsque l'appareil est mis en oeuvre suivant un mode de fonctionnement tomographique à faisceau conique il est ainsi possible d'obtenir une représentation volumique de l'objet illuminé ou d'une partie ou zone d'intérêt de celui-ci. 30 Afin d'éviter de pénaliser le bilan dosimétrique de l'ensemble des opérations effectuées pour obtenir une image panoramique on réduit les doses nécessaires à l'obtention de cette représentation volumique. Cette réduction de dose est rendue possible par le fait que la représentation volumique de l'objet s'inscrit dans un cylindre dont la hauteur est trop faible pour que les données qui le constituent puissent être utilisées à des fins de diagnostic. Par ailleurs, les opérations de traitement (seuillage ou segmentation) qui seront effectuées sur les données constitutives de la représentation volumique de l'objet (enveloppe de l'objet ou d'une partie de celui-ci) afin de déterminer la trajectoire recherchée pour le mode de fonctionnement panoramique ne nécessitent pas une image de grande qualité. Une diminution des doses de rayons X est donc possible puisqu'elle n'empêchera pas d'obtenir cette trajectoire. La trajectoire recherchée peut se définir comme étant la ligne moyenne par rapport à l'enveloppe de l'objet ou d'une partie de l'objet fournie par la représentation volumique précitée. On notera qu'il est possible de réduire davantage les doses de rayons X utilisées pour le mode de fonctionnement tomographique à faisceau conique. Pour ce faire, l'acquisition de plusieurs signaux d'image comprend une étape de lecture des données capturées par la matrice de pixels et qui prévoit de regrouper les pixels du capteur suivant un nombre prédéterminé (de façon à ce que le groupe de pixels forme un carré) aux fins de lecture des pixels ainsi regroupés. Ainsi, à titre d'exemple, si l'on regroupe les pixels deux par deux on 20 multiplie par quatre le rapport signal sur bruit et l'on diminue par quatre la dose de rayons X. Lorsque l'appareil sera mis en oeuvre ultérieurement suivant un mode de fonctionnement panoramique, l'ensemble générateur-capteur se déplacera suivant la trajectoire obtenue ci-dessus grâce aux données réelles de l'objet, ce qui 25 garantira la qualité de l'image panoramique produite, notamment sa netteté. Selon une caractéristique, le procédé comporte les étapes suivantes : - pivotement de 90° du capteur pour le ramener dans une disposition parallèle à l'axe Z, - passage du second mode de fonctionnement du générateur pourvu de 30 ladite au moins une fente de collimation au premier mode de fonctionnement, - commande du déplacement de l'ensemble formé du générateur pourvu de ladite au moins une fente de collimation et du capteur disposé parallèlement à l'axe Z suivant la trajectoire préalablement identifiée combiné à un mouvement de rotation autour d'un axe parallèle à l'axe Z, - acquisition d'une image panoramique de l'objet lors de ce déplacement commandé combiné à un décalage des pixels du capteur. On revient ainsi aisément au mode de fonctionnement panoramique conventionnel en activant le pivotement de 90° du capteur et le premier mode de fonctionnement du générateur pourvu de ladite au moins une fente de collimation. La trajectoire obtenue permet alors de programmer de façon précise et fiable le déplacement du capteur et du générateur dans le plan pour produire une image finale de grande qualité. D'autres particularités et avantages de l'invention apparaitront au cours 10 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 15 du capteur et de la fente 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 20 du capteur et de la fente horizontale en position pour le mode de fonctionnement de détermination d'une trajectoire ; - les figures 5a et 5b illustrent de façon schématique les moyens utilisés pour réaliser une seule fente à géométrie variable ; - la figure 5c illustre un exemple de fente obtenu avec les agencements 25 des figures 5a et 5b ; - la figure 6 représente un algorithme de fonctionnement de l'appareil de la figure 1 ; - la figure 7 illustre de façon schématique la volume reconstruit d'une partie de l'objet 23 ; 30 - la figure 8 illustre de façon schématique en vue de dessus l'arcade dentaire et la trajectoire obtenues grâce à l'invention ; - la figure 9 est une représentation schématique d'une image panoramique obtenue à partir de la trajectoire de la figure 8. 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 panoramique. Cet appareil permet de produire des images panoramiques d'un objet tel qu'une arcade dentaire. 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'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 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 le capteur 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 au capteur 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 deux. Ces fentes sont destinées à être placées chacune en regard de la fenêtre 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. Dans l'exemple représenté, les fentes sont allongées dans des directions qui sont perpendiculaires entre elles : lorsque chaque fente est disposée à tour de rôle devant la fenêtre 18b la fente 18e est verticale et la fente 18f est horizontale. Chaque fente a par exemple une forme rectangulaire. Le faisceau de rayons X collimaté a ainsi une forme de cône qui a été tronqué par son passage à travers la fente en vis-à-vis de section rectangulaire. Ce faisceau est allongé, à sa base (dans une section parallèle au plan de la fente), selon une direction qui correspond à la direction dans laquelle la fente est allongée. Dans la position représentée à la figure 1, la fente 18e qui est allongée suivant l'axe Z a été sélectionnée (premier mode de fonctionnement du générateur). Le capteur 20 assujetti au bras 16c est positionné en vis-à-vis du générateur 18. Il est apte, d'une part, à recevoir le rayonnement X provenant du générateur et ayant illuminé l'objet 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 capteur comprend une matrice de pixels qui est allongée suivant une direction longitudinale parallèle à l'axe Z (figure 1) et agencée en correspondance avec le faisceau issu de la fente de collimation 18e 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). Une électronique de commande et d'alimentation du capteur 20a est prévue derrière celui-ci. L'appareil de la figure 1 est apte à fonctionner de façon connue en 25 mode panoramique (premier mode). Pour ce faire, l'ensemble comprenant le générateur et le capteur porté par la structure en arceau effectue un déplacement dans un plan P perpendiculaire à l'axe Z et qui, ici, est un plan horizontal (figure 2). Le fonctionnement de l'appareil serait toutefois identique si l'axe Z et le plan P, tous deux perpendiculaires, 30 adoptaient une autre orientation spatiale. 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. 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 capteur 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 selon l'invention est toutefois capable d'être utilisé dans un second mode de fonctionnement afin de déterminer une trajectoire qui sera parcourue par le capteur et le générateur dans le mode de fonctionnement panoramique. Pour ce faire, l'appareil comporte des moyens 20b (par exemple un 10 moteur) pour faire pivoter de 90° le capteur 20 de la figure 2 afin de l'amener dans la position illustrée à la figure 4. Le capteur est ainsi disposé de façon allongée suivant une direction parallèle au plan P. L'appareil comporte en outre des moyens adaptés pour que le 15 générateur de rayons X pourvu, de façon générale, d'au moins une fente de collimation passe du premier mode de fonctionnement (fente allongée suivant l'axe Z sur la figure 2) à un second mode de fonctionnement dans lequel la fente est allongée suivant une direction parallèle au plan P et à la direction longitudinale du capteur. 20 Dans ce second mode de fonctionnement, 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. Ainsi, le capteur et la fente sont toujours positionnés en vis-à-vis, de façon à ce que le faisceau de rayons X puisse toujours atteindre le capteur après 25 son pivotement. Dans l'exemple de réalisation de la figure 1, l'appareil de radiologie est muni de deux fentes de collimation 18e, 18f qui peuvent commuter selon le déplacement imposé au moyen d'entrainement 18c du support de fentes 22. Par commutation des fentes (pivotement du support de fentes dans le 30 sens indiqué par la flèche 25), la fente verticale 18e de la figure 2 est remplacée par la fente horizontale 18f qui vient se positionner devant la fenêtre de sortie 18b. Le capteur 20 et la fente 18f ainsi agencés (figure 4) vont être ensuite entrainés en rotation autour d'un axe de rotation B (vertical) par le moyen 49 de la figure 3 afin de déterminer la trajectoire précitée adaptée à l'objet 23, comme il sera expliqué ultérieurement. Les figures 5a et 5b illustrent une variante permettant de réaliser une seule fente de collimation à géométrie variable en remplacement des fentes 18e et 5 18f 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 10 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 15 position de chacun des quatre bords 58, 60, 62, 64 définissant la fente de collimation. L'appareil comporte un support de fente non représenté, 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. 20 Sur ce support, sont successivement superposés l'agencement de la figure 5b, puis celui de la figure 5a. Ces agencements n'ont pas été représentés de façon superposée par souci de clarté. Plus particulièrement, l'agencement de la figure 5a comporte deux bords 25 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°. 30 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 10 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 5b 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. 15 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 5c (comme la fente 18e des figures 1 et 2). Au contraire, si les bords 62 et 64 sont écartés et les bords 58 et 60 20 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 18f des figures 1 et 4. Les différents éléments représentés sur la figure 5b à savoir les première et seconde plaques 100, 102 (respectivement 104, 106), les rainures 108 25 (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 5a mais sont seulement décalés de 90°. L'appareil panoramique 10 qui vient d'être décrit comprend les moyens 30 lui permettant de réaliser des images panoramiques de qualité améliorée par rapport à l'état de la technique et son utilisation/mode de fonctionnement va maintenant être décrit. La figure 6 représente un algorithme détaillant les principales étapes d'un procédé de fonctionnement 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. Le procédé selon l'invention pourra avantageusement être mis en oeuvre 5 de façon automatique, limitant ainsi les interventions humaines. L'algorithme du procédé illustré à la figure 6 comporte une première étape S1 au cours de laquelle l'appareil de radiologie sort du mode panoramique (premier mode de fonctionnement) et passe à un mode de pivotement (second mode de fonctionnement). 10 Plus particulièrement, au cours de cette étape le capteur est entrainé en rotation automatiquement par le moteur 20b dans un mouvement de pivotement de 90° à partir de la position initiale qu'il occupe lorsque l'appareil fonctionne en mode panoramique (figures 1 et 2). Le capteur se trouve ainsi positionné de façon allongée selon une 15 direction parallèle au plan P (figure 4). De même, le déplacement du support de fentes 22 est activé pour amener la fente 18f devant la fenêtre 18b dans le second mode de fonctionnement du générateur. Ainsi, le faisceau de rayons X collimaté par cette fente qui est orientée parallèlement au plan P et parallèlement au capteur est conformé de manière à être toujours en correspondance avec la nouvelle position 20 du capteur. Le rayonnement issu du générateur et collimaté par la fente est donc toujours reçu par le capteur en vis-à-vis. On notera qu'avec la variante illustrée sur les figures 5a et 5b on transforme la fente ajustable pour passer de celle de la figure 2 (figure 5c) à celle de la figure 4 en déplaçant les bords de façon appropriée comme expliqué plus 25 haut. Au cours de l'étape suivante S2 l'appareil de radiologie est activé pour passer en mode de fonctionnement CBCT (acronyme signifiant en terminologie anglosaxonne � Cone Beam Computed Tomography �) connu en français sous la terminologie tomographie à faisceau conique. 30 On notera que l'appareil panoramique n'est normalement pas équipé pour effectuer des clichés radiographiques selon la technologie CBCT en raison de la forme inadaptée de son capteur d'image. Toutefois, l'invention ne va pas permettre d'obtenir un cliché radiographique complet en utilisant cette technologie mais va seulement utiliser ce mode de fonctionnement, de façon temporaire, pour acquérir certaines données personnalisées, non accessibles en mode panoramique, et qui vont être utilisées ultérieurement dans ce mode. Ainsi, l'étape S2 est suivie d'une étape S3 d'acquisition de données en mode de fonctionnement tomographique à faisceau conique (CBCT) sur l'objet (par exemple l'objet 23 de la figure 4) placé entre le générateur et le capteur, et plus particulièrement la mâchoire du patient. En particulier, au cours de l'étape S3 l'ensemble formé du générateur équipé de sa fente de collimation et du capteur est entrainé en rotation dans le plan P, autour d'un 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. Au cours de ce mouvement, le centre de rotation de l'ensemble générateur-capteur est fixe. Ce centre est par exemple positionné sur l'objet 23. Pour chaque position angulaire de cet ensemble, les données capturées par le capteur représentent une projection de l'objet selon l'axe générateur-capteur d'image. 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 l'objet 23 illuminé par le faisceau et, par exemple, 360 projections de cet objet dans le cas où un cliché est pris pour chaque degré de rotation. Chaque signal d'image analogique est capturé par la matrice de pixels 25 du capteur, transformé en signal électrique analogique par le capteur, puis converti en un signal numérique. 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 suivant un nombre prédéterminé, par exemple par deux ou 30 par trois, aux fins de lecture. En effet, en lisant les pixels par groupe de deux ou trois selon le regroupement choisi (� binning � en terminologie anglosaxonne), on diminue le bruit de lecture de la matrice on augmente le rapport signal sur bruit du capteur, permettant ainsi de diminuer la dose de rayonnement. Au cours de l'étape suivante S4 le volume de la partie illuminée de l'objet est reconstruit à partir de l'ensemble des signaux d'images préalablement obtenus et le volume reconstruit a la forme d'un cylindre 150 de faible hauteur. La hauteur ou épaisseur du cylindre z1 correspond à la plus petite dimension du capteur (largeur), tandis que le diamètre du cylindre z1 est, quant à lui, limité par la plus grande dimension du capteur (longueur) aux coefficients de grandissement près. À titre d'exemple, la hauteur du cylindre va de quelques centaines de micromètres à quelques millimètres. Le volume 150 est représenté sur la figure 7 et il englobe l'arcade 10 dentaire du patient. Ce volume 150 reconstruit fournit une représentation volumique de la forme de l'objet illuminé qui contient suffisamment d'informations pour déterminer les données recherchées propres à l'objet. On notera que la représentation volumique de l'objet est centrée en 15 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 S2). 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. 20 Au cours de l'étape suivante S5 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. 25 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 30 en vue de dessus à la figure 8 sur laquelle l'enveloppe du volume 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 S6 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 8) sera utilisée ultérieurement, lorsque l'appareil fonctionnera en mode panoramique, comme trajectoire que parcourront le générateur et le capteur pour obtenir une image panoramique de l'objet. Cette trajectoire en forme de fer à cheval (� horseshoe � 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 S6 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 8). Pour améliorer la précision de la trajectoire obtenue à l'étape S6, une étape S7 (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 S8 au cours de laquelle le capteur est entrainé de nouveau dans un mouvement de pivotement de 90° afin de le ramener dans une orientation parallèle à l'axe Z (ici, l'axe vertical). De même, le déplacement du support de fentes 22 est activé pour ramener la fente 18e devant la fenêtre 18b du générateur et ainsi revenir au premier mode de fonctionnement du générateur. L'agencement du capteur et de la fente du générateur est celui de la figure 2 déjà décrite. Après cette étape de pivotement, l'appareil panoramique peut ainsi être de nouveau programmé pour fonctionner en mode panoramique. A cette occasion, la trajectoire obtenue à l'étape S6, éventuellement corrigée à l'étape S7, 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 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 20 (mode TDI), on recrée un point de rotation virtuel qui est à tout instant contenu dans la zone de netteté (� focal trough �). Ainsi, 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 9 illustre de façon schématique l'image panoramique obtenue selon l'invention. 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 manipulations à l'opérateur, manipulations qui se traduisent en outre par des 30 résultats imprécis. On notera que lors du fonctionnement de l'appareil en mode CBCT 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 réduite dans ce mode de fonctionnement. REVENDICATIONS1. Appareil de radiologie dentaire (10) comprenant un générateur (18) de rayonnement X et un capteur (20) en vis-à-vis recevant le rayonnement issu du générateur, l'appareil étant adapté à produire une image panoramique d'un objet par déplacement de l'ensemble formé du générateur et du capteur suivant une trajectoire donnée dans un plan (P), le générateur étant pourvu d'au moins une fente de collimation (18e, 18f) allongée suivant un axe (Z) perpendiculaire au plan (P) de façon à produire un faisceau de rayons X allongé selon cet axe dans un premier mode de fonctionnement, le capteur à matrice de pixels étant allongé suivant l'axe Z en correspondance avec ledit faisceau, caractérisé en ce que l'appareil comporte : - des moyens pour faire pivoter le capteur de 90° afin qu'il soit allongé 15 suivant une direction parallèle au plan P, - des moyens (22) pour faire passer le générateur pourvu de ladite au moins une fente de collimation (18e, 18f) du premier mode de fonctionnement à un second mode de fonctionnement de façon à produire, dans ce second mode, un faisceau de rayons X allongé parallèlement à ladite direction du capteur, pour que 20 le capteur ainsi disposé soit toujours en correspondance avec ledit faisceau. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend : - des moyens d'entrainement en rotation (49), autour d'un axe de rotation fixe parallèle à l'axe (Z), de l'ensemble formé du générateur dans le second mode de fonctionnement et du capteur disposé parallèlement au plan (P), 25 - des moyens d'acquisition de plusieurs signaux d'image de l'objet illuminé par le rayonnement collimaté pour une pluralité de positions angulaires adoptées par l'ensemble générateur-capteur au cours du mouvement de rotation, - des moyens d'obtention, à partir de l'ensemble des signaux d'image acquis, d'une représentation volumique de l'objet illuminé, 30 - des moyens d'identification, à partir de la représentation volumique ainsi obtenue, d'une trajectoire que devra suivre l'ensemble générateur-capteur lors de la production ultérieure d'une image panoramique de l'objet. 3. Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que les moyens d'acquisition de plusieurs signaux d'image comprennent des moyens de lecture desdonnées capturées par la matrice de pixels du capteur, 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. 4. Appareil selon la revendication 2 ou 3, caractérisé en ce que les moyens d'identification d'une trajectoire à partir de la représentation volumique obtenue comprennent des moyens de seuillage ou de segmentation des données constitutives de cette représentation volumique. 5. Appareil selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le générateur (18) est pourvu d'une seule fente de collimation et est ainsi apte à produire un faisceau de rayons X allongé selon une direction parallèle au plan (P) par pivotement de 90° du générateur et de la fente. 6. Appareil selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le générateur est pourvu de deux fentes de collimation (18e, 18f) allongées selon des directions perpendiculaires et qui sont aptes chacune à passer successivement, sur commande, devant le générateur de façon à produire respectivement un faisceau de rayons X allongé selon l'axe Z et selon un axe perpendiculaire à l'axe Z. 7. Appareil selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le générateur (18) est pourvu d'une seule fente de collimation, l'appareil comportant des moyens de réglage (74, 76, 78, 80, 108, 110, 116, 118) de l'allongement de la fente selon des directions perpendiculaires entre elles. 8. Appareil selon la revendication 7, caractérisé en ce que les moyens de réglage sont indépendant selon les directions. 9. Appareil selon la revendication 7 ou 8, 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. 10. Procédé pour produire une image panoramique d'un objet à partir d'un appareil de radiologie dentaire comprenant un générateur (18) de rayonnement X et un capteur (20) en vis-à-vis recevant le rayonnement issu du générateur, le générateur étant pourvu d'au moins une fente de collimation (18e, 18f) allongée suivant un axe (Z) perpendiculaire à un plan (P) de façon à produire un faisceau de rayons X allongé selon cet axe dans un premier mode de fonctionnement, le capteur à matrice de pixels étant allongé suivant l'axe (Z) en correspondance avec ledit faisceau, caractérisé en ce que le procédé comprend lesétapes préalables suivantes en vue de faire fonctionner l'appareil en mode tomographique à faisceau conique afin d'obtenir une trajectoire à parcourir dans le plan (P) par l'ensemble générateur-capteur pour la production d'une image panoramique de l'objet : - pivotement (Si) de 90° du capteur pour qu'il soit allongé suivant une direction parallèle au plan (P), - passage (S2) du premier mode de fonctionnement du générateur pourvu de ladite au moins une fente de collimation à un second mode de fonctionnement dans lequel est produit un faisceau de rayons X allongé parallèlement à ladite direction du capteur pour que ce dernier soit toujours en correspondance avec ledit faisceau. 11. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce qu'il comporte les étapes suivantes: - entrainement en rotation de l'ensemble formé du générateur dans le 15 second mode de fonctionnement et du capteur disposé parallèlement au plan (P) autour d'un axe de rotation fixe parallèle à l'axe (Z), - acquisition (S3) de plusieurs signaux d'image de l'objet illuminé par le rayonnement collimaté pour une pluralité de positions angulaires adoptées par l'ensemble générateur-capteur au cours du mouvement de rotation, 20 - obtention (S4), à partir de l'ensemble des signaux d'image acquis, d'une représentation volumique de l'objet illuminé, - identification (S6), à partir de la représentation volumique ainsi obtenue, d'une trajectoire suivant laquelle l'ensemble générateur-capteur se déplacera lors de la production ultérieure d'une image panoramique de l'objet. 25 12. Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce que l'acquisition de plusieurs signaux d'image comprend une étape de lecture des données capturées par la matrice de pixels du capteur et qui comporte un regroupement de pixels suivant un nombre prédéterminé de pixels aux fins de lecture des pixels ainsi regroupés. 30 13. Procédé selon la revendication 11 ou 12, caractérisé en ce que l'identification d'une trajectoire à partir de la représentation volumique obtenue comprend une étape de seuillage (S5) ou de segmentation des données constitutives de cette représentation volumique. 14. Procédé selon l'une des revendications 11 à 13, caractérisé en ce qu'il comporte les étapes suivantes : - pivotement (S8) de 90° du capteur pour le ramener dans une disposition parallèle à l'axe (Z), - passage du second mode de fonctionnement du générateur pourvu de ladite au moins une fente de collimation au premier mode de fonctionnement, - commande du déplacement de l'ensemble formé du générateur pourvu de ladite au moins une fente de collimation et du capteur disposé parallèlement à l'axe (Z) suivant la trajectoire préalablement identifiée combiné à un mouvement de rotation autour d'un axe parallèle à l'axe (Z), - acquisition d'une image panoramique de l'objet lors de ce déplacement commandé combiné à un décalage des pixels du capteur.