"少なくとも1本の歯を透過したX線を受けることを目的とする口内センサを備えたことを特徴とする歯科用放射線装置であって、該センサは、X線可視放射変換器と、半導体材料で作られた基板上にバイポーラCMOS技術を使用して生産された能動型ピクセルアレイを備え、可視放射をアナログ信号に変換するように構成された検出器と、前記検出器外にあり、クロック信号を発生する信号発生器と、前記能動型ピクセルアレイを制御する数個の内部制御信号を生成することのできるシーケンサであって、外部信号の入力に応じて前記内部制御信号の総てを生成し、前記能動型ピクセルアレイと同じ基板上に一体化されたシーケンサとを有することを特徴とする歯科用放射線装置。請求項1に記載の歯科用放射線装置であって、前記シーケンサは、前記センサ外からの前記外部信号を受信し、前記内部制御信号を生成することを特徴とする歯科用放射線装置。請求項1に記載の歯科用放射線装置であって、前記センサから分離された電子モジュールをさらに備え、前記電子モジュールは前記外部信号を生成することを特徴とする歯科用放射線装置。請求項3に記載の歯科用放射線装置であって、前記電子モジュールと前記センサとを繋ぎ、前記外部信号を伝達するリンクを備えることを特徴とする歯科用放射線装置。請求項1に記載の歯科用放射線装置であって、前記外部信号は、列シフトレジスタを制御するクロック信号Clk-X,アレイの読み取りを初期化する信号Sync-y及び行シフトレジスタを制御する信号Clk-yであることを特徴とする歯科用放射線装置。請求項1に記載の歯科用放射線装置であって、前記外部信号は、行シフトレジスタへの外部信号である信号Sync-yと同時に印加され、前記能動型ピクセルアレイの読み取りを初期化する信号Clk-yであり、読み取り対象として前記能動型ピクセルアレイの第1行を選択することを特徴とする歯科用放射線装置。請求項1に記載の歯科用放射線装置であって、前記アナログ信号に対する補正を適用するための信号補正器であって、前記アナログ信号に含まれる前記能動型ピクセルアレイの暗電流の変化によるドリフトを保証する信号補正器をさらに備えることを特徴とする歯科用放射線装置。第一の態様によれば、本発明は、バイポーラCMOS技術を使用して生産された能動型ピクセルアレイを有する検出器を備え、受信したX線を少なくとも一つのアナログ電気出力信号に変換する口内センサと、ケース中にカプセル化され、少なくとも一つの検出器起動装置を備えた電子モジュールであって、該モジュール中で生成された検出器起動信号を前記センサに伝送し、前記少なくとも一つのアナログ電気出力信号を前記モジュールに伝送するために、ワイヤ連結により前記センサに連結され、前記少なくとも一つのアナログ電気出力信号を少なくとも一つのデジタル出力信号に変換するアナログ/デジタル変換手段を有するモジュールと、前記少なくとも一つのデジタル出力信号の遠隔の処理と表示をするユニットへの伝送を保障することを目的としたワイヤ連結により前記電子モジュールに連結された前記遠隔の処理と表示をするユニットとを備えたことを特徴とする歯科用放射線装置に関する。本発明のこの態様によれば、前記電子モジュールは、前記少なくとも一つの検出器起動装置を有し、歯科医が患者に干渉する間操作するために前記検出器に十分に近く、その結果、前記起動装置を手により、あるいは前記モジュールが床に置かれている場合には足を用いて、歯の画像を撮影する目的で前記センサをオンすることを可能にする。前記起動装置を備えた前記電子モジュールが歯科医の活動範囲の中に位置している限り、このことにより、前記歯科医から実際上数メートル離れた前記処理と表示をするユニットまで彼又は彼女が移動しなくとも済む。同様に、このことにより、プログラムされたインタフェースによりコンピュータマウスなどのセンサ起動装置を扱うために前記遠隔の処理と表示をするユニットまで前記歯科医が移動しなければならない場合に起こり得る交差汚染の問題が排除される。前記コンピュータマウスを消毒しなければならないと仮定すると、この追加の消毒動作もまた回避される。さらに、前記電子モジュールが前記センサに近いことは、比較的短い前記ワイヤ連結一般に1メートル未満を使用することができることを意味し、このことは、前記検出器の信号対雑音比を悪化させないことを意味する。前記起動装置は、画像を撮影する直前又は直後に、同じ衛生状態の制約で、前記歯科医が使用しなければならないかもしれないある機能の遠隔制御をも可能にする。これらの機能の中には、上顎/下顎の位置付けのための画像の回転、コントラストや明度などの表示設定の調節が、網羅的にではなく挙げられる。本発明のこの態様は実施する上で特に簡単である。前記ケースは、それが容易に扱われ、清潔にできるように総体的に細長い形をしていることに注目できる。一つの特徴によれば、前記カプセル化された電子モジュールには、前記装置の使用時に、該カプセル化された電子モジュールが前記センサに吊り下げられるときに患者の口中に該センサを保持できるようにするのに適した重さと大きさを該電子モジュールが有する。一つの特徴によれば、前記電子モジュールは、前記センサから50cm~2m離れている。一つの特徴によれば、前記カプセル化された電子モジュールは、前記処理及び表示ユニットより前記センサの近くにある。一つの特徴によれば、前記少なくとも一つの起動装置は、プッシュボタンである。一つの特徴によれば、前記各ワイヤ連結はケーブルである。一つの特徴によれば、前記各ケーブルが前記ケースの中へその端部の一方を挿入されるときに、前記電子モジュールは、それぞれ、前記ケーブルの一本の一端と共に作用して、この対応するケーブルが、該ケーブルに作用する引っ張り動作により、前記ケースから離脱することを防止できる抗引張り装置に嵌合している。これらの抗引張り装置は、誤接触と予期しない切断の危険を引き起こす場合がある電気コネクタの使用を防ぐ。一つの特徴によれば、各ケーブルが一束の電線と同軸の鞘を有するとき、前記ケースに挿入される前記各ケーブルの端部の反対側で、前記対応するワイヤの束の部分が、対応する前記抗引張り装置の金属の抗引張り体と共に固められて保持される。一つの特徴によれば、前記電子モジュールは、縦軸に沿って総体的に細長い形状を有し、縦方向に配列された二つの対向する端部のそれぞれで、前記回路の外側に開いて、縦方向に、強固にされて整列した前記金属抗引張り体と前記対応するワイヤ束の一部とを収納する、軸方向の切り欠きで、前記金属抗引張り体がこの縦方向に離脱するのを防止するように配列されている切り欠きを有する印刷回路の形状になる。一つの特徴によれば、前記各金属抗引張り体は、該金属抗引張り体に固定されているワイヤ束部分に平行な方向と対向するように嵌合部材を有し、前記嵌合部材は、対応する切り欠きの縦方向に対向するように設けられた相補的な嵌合部材と作用する。一つの特徴によれば、抗引張り体と共に強固にされた前記各ワイヤ束の各部分は、円筒形のドラムと共に強固にされて保持され、この円筒形のドラムは、一方では、前記抗引張り体を囲み、他方では、前記対応する抗引張り体と共に強固にされている。一つの特徴によれば、抗引張り体と共に強固にされた前記各ワイヤ束の各部分は直接的又は間接的に前記抗引張り体に溶接される。一つの特徴によれば、二つの金属の半殻が、前記印刷回路基板の両側に配置されて、一緒に組み立てられ、該印刷回路基板を固定する。これらの半殻は前記電子モジュールを機械的に保護する。一つの特徴によれば、前記ケースに、カバーを形成する少なくとも二つのプラスチック部品があり、一緒に組み立てられ、前記電子モジュールをカプセル中に入れる。一つの特徴によれば、前記ケースに、消毒することができる外部表面がある。一つの特徴によれば、前記外部表面の形は、汚れが被覆することを防ぐように設計されている。一つの特徴によれば、前記外部表面は防滴形である。一つの特徴によれば、前記電子モジュールと前記処理と表示をするユニットとの間の前記ワイヤ連結は、規格USB2.0に従うか、又は上記の規格のものより大きい伝送速度を可能にすることもできる。一つの特徴によれば、前記センサには、歯を透過した前記X線を可視光に変換することができるX線変換器がある。一つの特徴によれば、前記能動型ピクセルアレイを有する前記バイポーラCMOS検出器は、前記X線の変換により生じた前記可視光の少なくとも一部を少なくとも一つのアナログ電気出力信号に変換することができる。第2の態様によれば、本発明は歯科用放射線装置に関し、該歯科用放射線装置は、少なくとも1本の歯を透過したX線を受けることを目的とする口内センサを備えたことを特徴とし、該センサは、X線/可視光変換器、半導体材料で作られた基板上にバイポーラCMOS技術を使用して生産された能動型ピクセルアレイを備えた検出器と、前記能動型ピクセルアレイを制御する数個の制御信号を生成することのできるシーケンサであって、前記アレイと同じ基板上に一体化されたシーケンサとを有する。前記シーケンサを前記アレイと同一のシリコンチップ上で補う電子装置中にではなく一体化することにより、前記シーケンサと前記アレイとを動作させるのに必要な電気信号の数と前記センサの外部から受信しなければならない電気信号の数とが減少し、生成されるべき外部信号がより少ないので、このことが特に有利である。したがって、これにより、これらの信号がそれらの伝送中に汚染される危険性が減少でき、このことは、前記検出器の信号体雑音比を悪化させないことに寄与する。さらに、前記アレイと同一のシリコンチップ上に前記シーケンサを一体化することにより、最小の大きさの検出器と、製造の簡易化された電子インタフェースが実現できる。これらのことは該シーケンサが独立の構成部品である場合には実現できなかったであろう。一つの特徴によれば、前記シーケンサは、前記生成された制御信号が基づいている、少なくとも一つの前記センサに対して外部の信号を受信できる。このようにして、例えば、前記シーケンサは、前記アレイの内部信号の大半が由来する単一のクロック信号を受信できる。一つの特徴によれば、前記装置は、前記センサから独立していて、前記生成された制御信号が基づく前記少なくとも一つの前記センサに対して外部の信号を生成することのできる電子モジュールを有する。一つの特徴によれば、前記装置は、前記電子モジュールと、前記少なくとも一つの外部信号の伝送のための前記センサとの間に、連結を有する。前記モジュールから前記センサまで伝送される信号の数は、前記シーケンサの組織のために、合理的な状態にあることが有利である。一つの特徴によれば、前記連結はワイヤ連結である。第三の態様によれば、本発明は、バイポーラCMOS技術を用いて製造された能動型ピクセルアレイを有する口内センサを備えた歯科用放射線装置中の信号処理方法に関し、X線に曝露された前記アレイの前記ピクセルに保たれているデータ値をサンプリングするステップと、前記ピクセルのサンプリングされた前記データ値に基づいて少なくとも一つのセンサアナログ出力信号を生成するステップと、前記少なくとも一つのセンサアナログ出力信号を一つのデジタル出力信号へ変換するステップと、前記アナログ出力信号、又は前記アナログ出力信号の一つに補正を適用して、前記アレイの種々の暗電流による全てのドリフトの補償を前記デジタル出力信号中で行うステップとを備えたことを特徴とする。これに関連して、本発明は、バイポーラCMOS技術を用いて製造された能動型ピクセルアレイを備え、該アレイによって受信されたX線を少なくとも一つのアナログ出力信号に変換する検出器を有する口内センサを備えたことを特徴とする歯科用放射線装置をも目標とし、該歯科用放射線装置は、前記少なくとも一つのアナログ出力信号を一つのデジタル出力信号に変換するためのアナログ/デジタル変換器と、前記アナログ出力信号、又は該アナログ出力信号の一つの補正に適用して、前記アレイ中の前記暗電流の前記変動による全てのドリフトを前記デジタル出力信号中で補正する信号補正器とを備えている。本発明のこの態様によれば、前記補正されたアナログ信号の引き続く変換により得られた前記デジタル出力信号中で、前記アレイ中の前記暗電流の前記変動による全てのドリフトが補正されるように、前記センサにより送出された前記アナログ出力信号に補正がなされる。前記アレイの動作時間中に特に加熱により前記暗電流が増大したとき、ずっと保持されるアナログの鎖を最適に調節することが可能となる。本発明のこの態様は、検出器の信号対雑音比を悪化させる読み取り雑音が生じる可能性のある、前記アレイの過度に加速された読み取りを防止する。一つの特徴によれば、前記補正の適用ステップは、前記アレイのピクセルが何の放射線にも曝されていないとき、該アレイのピクセルの上でサンプリングされた前記データ値から発生する補正信号の少なくとも一つの値を考慮に入れる。一つの特徴によれば、前記補正信号は、放射線に対する二つのアレイ露出位相の間で生成される。一つの特徴によれば、前記補正信号は時間がたつにつれて定期的に、または不規則にさえ生成される。一つの特徴によれば、この方法は、前記補正適用のステップの前に、補正及びセンサ出力アナログ信号の生成とアナログ/デジタル変換とのステップを有する。一つの特徴によれば、この方法は、前記デジタル補正信号の少なくとも一つの値を、前記アナログ出力信号又は前記アナログ出力信号の一つに適用されるアナログ補正信号に変換するステップを有している。一つの特徴によれば、この方法は、二つの対称アナログ出力信号に基づく単一のアナログ出力信号を生成するステップを有する。一つの特徴によれば、この方法は、前記二つの信号の一方に補正を施すステップに引き続いて、該二つのアナログ出力信号に基づく単一のアナログ出力信号を生成するステップを有する。一つの特徴によれば、二つのアナログ出力信号に基づいて単一のアナログ出力信号を生成する前記ステップは、該二つのアナログ出力信号の加算ステップである。単一の信号を生成することは、例えば、アナログ/デジタル変換器で行われることに注目できる。一つの特徴では、前記アナログ出力信号又は前記アナログ出力信号の一つに補正を施す前記ステップは、前記CMOS能動型ピクセルアレイの前記暗電流の前記時間と、このアレイを用いる継続時間とに関する変動の法則に従って調節される。一つの特徴によれば、この方法は、前記少なくとも一つのアナログ出力信号の、前記センサから離れた電子モジュールへの伝送ステップを有し、前記変換及び補正を施すステップは前記離れたモジュールで行われる。一つの特徴によれば、前記アレイのピクセルの読み取りを、該アレイを十分に速く読み取ることができ、前記検出器の信号対雑音比を悪化させるのを避けられるが、速過ぎて何らかの読み取り雑音を生じないような速度に調節することが望ましい。一つの特徴によれば、この方法は、前記離れた電子モジュールから離れた信号処理と表示をするユニットへ補償されたデジタル出力信号を伝送するステップを有する。一つの特徴によれば、前記伝送は、少なくとも規格USB2.0のものと等しい伝送速度を可能にするワイヤ連結を使用することで実行される。一つの特徴によれば、この方法は、少なくとも一本の歯を透過したX線を前記センサにより受信する事前のステップを有する。一つの特徴によれば、この方法は、受信したX線を可視光へ変換して、前記アレイのピクセルを可視光に曝露させる、後のステップを有する。第四の態様によれば、本発明は、少なくとも一本の歯を透過したX線を受けることを目的とした口内センサを備えたことを特徴とする歯科用放射線装置に関し、前記センサは、可視光変換器へのX線と、バイポーラCMOS技術を使用して生産された能動型ピクセルアレイを備え、このようにして変換された可視光を少なくとも一つのアナログ電気信号に変換する検出器と、前記少なくとも一つのアナログ電気信号と同期して、後に前記少なくとも一つのアナログ電気信号をデジタル信号に変換するためのサンプリング信号の発生器とを備えている。これに関連して、本発明は、少なくとも一本の歯を透過したX線を受けることを目的とする口内センサを備えた歯科用放射線装置における信号処理方法を目標とし、前記センサ中で、少なくとも一本の歯を透過したX線の受信と、受信したX線の可視光への変換と、バイポーラCMOS技術を使用して生産された能動画素配列によって、このようにして変換された前記可視光の少なくとも一つのアナログの電気信号への変換と、前記少なくとも一つのアナログ電気信号に同期して、該少なくとも一つのアナログ電気信号のデジタル信号への後の変換のためのサンプリング信号の生成と、が行われることを特徴とする。本発明のこの態様によれば、前記検出器により供給された前記アナログ信号と同期したサンプリング信号を生成するという事実は、前記検出器のアナログ信号と同期したサンプリング信号を、前記アナログ信号の後のアナログ/デジタル変換の目的のために同時に伝送することを可能とするであろう。これらの二つの信号を同時に伝送することによって、伝送中のこれらの信号の一つに悪影響を及ぼす全ての外乱及び/又は位相差は、他の信号に必然的に悪影響を及ぼし、補償することができるであろう。さらに、その変換のために、前記アナログ信号をサンプリングするのに必要な前記クロックが、前記オフセット変換器でそれに従って局所的に生成される技術よりも、本発明のこの態様は実行するのが簡単であるので、有利である。実際、前記クロックは予め生成され、その伝送の間前記アナログ信号に悪影響を与える種々の遅延を考慮しなければならず、これらの遅れが時間とともに変化する場合に問題となり得る。これに反して、本発明のこの態様によれば、遅延とその時間の経過に伴う変化がどのようなもので配列、それらが両信号に悪影響を及ぼすときに、それらが補償可能であるのは自明である。本発明による信号処理方法は、したがって、従来例よりもより信頼できる。一つの特徴によれば、前記装置は、前記センサから離れた電子モジュールと、前記少なくとも一つの電気信号と前記サンプリング信号とを同期して同相で伝送するための、前記電子モジュールと前記センサの間の連結とを有する。一つの特徴によれば、前記電子モジュールは、前記少なくとも一つの前述のアナログ電気信号を前記サンプリング信号に基づいて一つのデジタル信号に変換するためのアナログ/デジタル変換器を備えている。一つの特徴によれば、前記電子モジュールと前記センサとの間の連結はワイヤ連結である。一つの特徴によれば、前記装置は、前記検出器からの一つのアナログ電気信号に基づいて二つの異なるアナログ電気信号を生成させることのできる信号発生器を備えている。これらの二つの異なる信号の伝送により、前記連結に生じて両信号に悪影響を及ぼす外乱を後で補償することが可能になる。一つの特徴によれば、前記信号発生器は前記センサ中に一体化され、前記連結は、前記二つの異なるアナログ電気信号とサンプリング信号との同期及び同相の伝送を可能にする。一つの特徴によれば、前記センサは、幾つかの能動型ピクセルアレイ制御信号を発生させることができて、サンプリング信号発生器を有するシーケンサを備えている。一つの特徴によれば、前記アレイのピクセルの読み取りは、該アレイを十分に速く読み取ることができ、前記検出器の信号対雑音比を悪化させるのを避けられるが、速過ぎて何らかの読み取り雑音を生じないように調節された速度ですることが望ましい。第五の態様によれば、本発明は、バイポーラCMOS技術を用いて製造された能動型ピクセルアレイを有する検出器を有する口内センサを備えた歯科用放射線装置中の信号処理方法に関し、ピクセルは行と列に配置され、前記アレイの各行の選択と、選択された各行に対する、放射線に曝露された各ピクセルに保たれているデータ値のサンプリングと、前記アレイのピクセルに対する前記サンプリングされたデータ値から読み出した信号の生成と、入力基準信号ブラックインの前記検出器の入力での適用と、前記アレイの読み取り信号と、前記検出器の固有電子ドリフトを表し、前記検出器の入力に印加された入力基準信号に基づいて前記検出器の出力で得られる出力基準信号ブラックレフとからの出力信号の生成と、を行うことを特徴とする。これと共に、本発明は、バイポーラCMOS技術を用いて製造された能動型ピクセルアレイを有する検出器を有する口内センサを備え、前記ピクセルは行と列に配列され、前記アレイの各行を選択するための手段と、各選択された行に対して、放射線に曝露された各ピクセルにより保持されるデータ値をサンプリングするための手段と、前記アレイのピクセルに対して前記サンプリングされたデータ値に基づいて読み取り信号を生成するための手段と、前記検出器の入力に入力基準信号を印加するための手段と、前記アレイの読み取り信号と、前記検出器の固有電子ドリフトを表し、該検出器の入力に印加された前記入力基準信号に基づいて該検出器の出力で得られる出力基準信号ブラックレフとから出力信号を生成するための手段と、を供えたことを特徴とする歯科用放射線装置をも目標とする。本発明のこの態様によれば、前記検出器の固有電子ドリフトを表す基準信号を用いることにより、前記検出器の製造に特有のドリフト製造中のバラつきで検出器毎に変化するドリフトに対して、前記検出器の出力信号の補償ができる。このように、前記検出器により供給される信号対雑音比は、前記従来例に対して供給された技術に比べて改善されている。一つの特徴によれば、前記アレイの読み取り信号と出力基準信号ブラックレフとの間の差を形成することにより、出力信号が生成され、このことにより、上記ドリフトに対応できる。一つの特徴によれば、選択された各アレイの行に対して、第一のサンプリングステップの後で、この方法は、各ピクセルをリセットした後で取得したデータ値をサンプリングするステップを有する。一つの特徴によれば、この方法は、前記二つのサンプリングステップの間に、リセット信号を各選択した行に印加するステップを有する。一つの特徴によれば、前記アレイ読み取り信号は、前記アレイのピクセルにより保持されたデータ値間の差を取ることにより生成され、前記サンプルピクセルの各サンプリング後にそれぞれ取得される。一つの特徴によれば、前記入力基準信号はDC電圧である。一つの特徴によれば、この方法は、前記センサから離れた電子モジュールに由来する入力基準信号を受信するステップを有する。一つの特徴によれば、前記第一のサンプリングステップより前に、一本の歯を透過したX線を変換して得られた可視光に前記ピクセルアレイが曝露される。一つの特徴によれば、生成された出力信号は、アナログ出力信号である。一つの特徴によれば、前記アナログ出力信号は前記センサにより送出される。一つの特徴によれば、この方法は、前記アナログ出力信号をデジタル出力信号に変換するステップを有する。一つの特徴によれば、この方法は、前記出力信号を前記センサから離れた電子モジュールに伝送するステップを有する。一つの特徴によれば、前記変換ステップは、前記電子モジュール中で行われる。一つの特徴によれば、前記アレイのピクセルの読み取りを、該アレイを十分に速く読み取ることができ、前記検出器の信号対雑音比を悪化させるのを避けられるが、何らかの読み取り雑音を生じる程には速くない速度に調節することが望ましい。第六の態様によれば、本発明は、バイポーラCMOS技術を使用することで製造される能動型ピクセルアレイを有する口内センサを備えた歯科用放射線装置中の信号処理方法に関し、前記ピクセルは列と行に配列され、放射線に曝露された前記アレイのピクセルにより保持されるデータ値から生成されたアナログ出力信号を前記センサが送出し、少なくとも一つのアレイの列のピクセルが光学的に不活性であり、この方法は、アナログ出力信号のデジタル出力信号への変換と、一のアレイの行の光学的に不活性な各ピクセルに由来する一以上のデータ値に関するデジタル出力信号中での読み取りと、2行の各行に関連するピクセルは数が等しく、かつ同じ列に配置されている、少なくとも一つの隣接した行の光学的に不活性な各ピクセルに由来する一以上のデータ値の前記デジタル出力信号中での読み取りと一行の不活性なピクセルに対してそれぞれ読み取ったデータ値と、前記少なくとも一つの隣接する行の不活性なピクセルに対してそれぞれ読み取られたデータ値との比較と、前記比較に用いた行の一つの全てのピクセルのデータ値の出力信号における何らかの変更についての、前記比較の結果に応じた決定の遂行と、を行うことを特徴とする。これと共に、本発明は、バイポーラCMOS技術を使用することで製造される能動型ピクセルアレイを有する口内センサを備えた歯科用放射線装置をも目標とし、前記ピクセルは列と行に配列され、放射線に曝露された前記アレイのピクセルにより保持されるデータ値から生成されたアナログ出力信号を前記センサが送出し、少なくとも一つのアレイの列のピクセルが光学的に不活性であることにより特徴付けられ、本装置は前記アナログ出力信号をデジタル出力信号に変換するための手段と、一のアレイの行の光学的に不活性な各ピクセルに由来する一以上のデータ値をデジタル出力信号中で読み取るための手段と、2行の各行に関連するピクセルは数が等しく、かつ同じ列に配置されている、少なくとも一つの隣接した行の光学的に不活性な各ピクセルに由来する一以上のデータ値を前記デジタル出力信号中で読み取るための手段と、前記一行の不活性なピクセルに対してそれぞれ読み取ったデータ値と、前記少なくとも一つの隣接する行の不活性なピクセルに対してそれぞれ読み取ったデータ値とを比較する比較器と、前記比較に用いた行の一つの全てのピクセルのデータ値の出力信号における何らかの変更についての決定をすることのできる決定遂行手段とを有する。この態様によれば、前記センサのデジタル出力信号は、必要な場合には、一以上のアレイの行のピクセルからのデータ値を補正することにより、前記画像上で特に目に付く方法で後者の信号対雑音比を悪化させるかもしれない、前記信号中の追加のドリフトを導入することを防止する。確かに、この悪化は、行毎に変化する平均雑音値による前記画像の水平縞により示されるであろう。一つの特徴によれば、互いに比較されたデータ値が行毎に異なっているとき、この方法は、前記アレイの隣接行の各ピクセルのデータ値の前記出力信号中での変更ステップを有する。このことにより、対応する行のピクセルの平均レベルの再調整が可能となる。一つの特徴によれば、アレイの行が二行ずつ比較される。一つの特徴によれば、二つの連続したアレイの行が比較されるとき、変更は2番目の行のピクセルのデータ値に適用される。一つの特徴によれば、この方法は、第一のアレイの行の能動ピクセル中にそれぞれ光学的に不活性のピクセルの数mに由来するデータSin、i=1~m、の読み取りと、前記アレイの次の行である第二の行の光学的に不活性のピクセルの数mにそれぞれ由来するデータ値Sin1の読み取りと、前記第一行及び前記第二行のそれぞれに対して、各行の各データ値Sin,Sin1から取得した平均値バーSn,バーSn1の決定と、前記平均データ値バーSnとバーSn1の互いの比較と、前記第二の行の全てのピクセルのデータ値の出力信号における、前記比較の結果に応じたなんらかの変更に関する決定の遂行と、を行うことを特徴としている。一つの特徴によれば、比較された平均データ値が互いに異なるとき、この方法は、前記第二の行の平均データ値バーSn1を前記第一の行の平均データ値バーSnに合わせるために、前記平均データ値Sn及びバーSn1間の差をこれらのデータ値のそれぞれに割り当てることにより、前記第二行の各ピクセルのデータ値の変更ステップを有する。一つの特徴によれば、この方法は、前記データ値を読み取るステップの前に、前記センサから離れた電子モジュールにアナログ出力信号を伝送するステップを有する。一つの特徴によれば、アナログ出力信号の変換ステップは、前記電子モジュールで行われる。一つの特徴によれば、この方法は、少なくとも一本の歯を透過したX線の前記センサによる受信の事前ステップを有する。一つの特徴によれば、この方法は、受信したX線の可視光への変換の後ステップを有し、前記アレイのピクセルが可視光に曝露される。一つの特徴によれば、前記アレイのピクセルの読み取りは、前記検出器の信号対雑音比を悪化させるのを回避するのに十分に高速で、何らかの読み取り雑音が導入される程には速くなく前記アレイを読み取るように調節した速度で行われることが好ましい。図1aに表すように、X線の歯科用放射線装置10は患者の口の外に置かれたX線源12と患者の口内の歯16の後ろに置かれ、歯を透過したX線を受信できる口内放射線センサ14とを備えている。センサ14は、放射線の伝播順に、歯を透過したX線を可視光に変換するシンチレータ18と、一方では、シンチレータにより受信され、可視光に変換されなかったX線の一部を吸収用の金属粒子を含み、他方では、このように変換された可視光を検出器22に伝える光学繊維プレート20とを備えている。この検出器は、セラミック基板24に取り付けられて、ガラス繊維からの可視光を一つ以上のアナログ電気信号に変換する。センサ14の種々の構成部品は、例えば接着することにより一緒に組み立てられる。シンチレータ18は、例えば、ガドリニウム酸硫化物から作られている。あるいは、シンチレータ18は、沃化セシウム、ルテチウム結晶又はX線を可視光に変換する特性を持っている全ての元素から作ることができる。光学繊維プレート20は、例えば、同業者信用照会先47Aを有するショットSCHOTT又は同業者信用照会先XRSを有するハママツHAMAMATSUにより販売されている。バイポーラCMOS検出器22は、バイポーラCMOS製造技術、すなわち、NMOSトランジスタとPMOSトランジスタの両方、を使用する、反受動画素検出器としての、APS型検出器能動画素センサである。バイポーラCMOS検出器の更に詳しい内容は、例えば文書EP0858111を引用できる。能動画素は感光画素要素上に集められた電荷の増幅手段を一体化する。能動画素により保持された増幅された電荷は、以下ではデータ値と呼び、画素によって得られた光量を表わす。図2中に表されたバイポーラCMOS検出器22は、バイポーラCMOS製造技術に従ってシリコン基板28上に製造されたチップであり、同一基板上に一体化された能動型ピクセルアレイ26及びシーケンサ30を有する。画素構造は、例えば、3個のトランジスタT1,T2,T3及びフォトダイオードPを用いた図1bに示される既知の構造である。フォトダイオードは、ピクセルの充填率を最適にするのに適した形状を有しながら、光子の衝撃により該フォトダイオードで発生する電荷の十分なチャネリングを補償することが望ましい。確かに、フォトダイオードの形は、ピクセルを一つずつ信頼性を保ちながら分離して、一つのピクセルで生じた電荷が隣接するがその一つに集められてしまうこと漏話を防止できなければならない。しかしながら、フォトダイオードの形は、充填率が減少するのを防ぐために、ピクセルの表面積の多すぎる部分を占有してはならないことに注意すべきである。シーケンサ30は、いくつかの制御信号を生成してアレイを制御することができる。このことをするために、シーケンサは、センサの外部の一以上の信号を受信し、それに基づいて種々のアレイ制御信号が生成される。放射線装置10は、センサ14、したがって図2の検出器22、から離れ、ケーブルであるワイヤ連結34によりこのセンサに連結された電子モジュール32を備えている。例えば、ケーブルは、マルチワイヤ、またはマルチストランド、型のものであり、高周波信号クロック、ビデオ等は、接地した組み紐によりシールドされた組み立て品を有する同軸ケーブルにより選択的に伝送することができる。上記の外部信号が電子モジュール32で生成され、ケーブル34を用いて検出器22、特に後者のシーケンサ30に伝送される。外部信号のうちの1つは、例えば、単一のクロック信号Clk-Xであり、例えば、12MHZの周波数を持っていて、アレイ26の動作に必要な多くの内部の信号がシーケンサによりそれから生成される。シーケンサを検出器22中に配置して、電子モジュール32中には配置しないことは、このモジュール32に由来する単一のクロック信号を含む限定された数の信号の信号伝送が十分であるので、特に有利である。確かに、万一シーケンサが電子モジュール32の中に配置された場合には、ケーブル34によって、アレイ制御用の非常に多くの信号を伝送することが必要となり、このことは、特にケーブル中を伝送される種々の信号間に生じる漏話のために、追加の雑音を生じるであろう。このようにして、シーケンサを検出器22中、特に配列同じ基板上、に配置すると、検出器の信号対雑音比を改善できる。同じ方法で、ケーブルの中を走るワイヤの数も縮小され、それにより、アレイを動作させるのに必要な多くの制御信号を後者が運ばなければならない場合より多くの可撓性ケーブルを使用できる。さらに、このことは、センサを口内の歯の後ろに置くときに、患者の口にケーブル34が残る限り有利であり、したがって、患者に引き起こされる不便を最小にするために、できるだけ可撓性の高いケーブルを備えることが必要である。アレイと同じ基板上にシーケンサを一体化することにより、検出器の全体の大きさ、ひいてはセンサの大きさ、を小さくすることができ、このことは、口内センサにとって主要な要求である。確かに、検出器のチップとは別に全く別の構成部品として生産されたシーケンサは、必然的に、よりかさばったセンサ、したがって患者のためのより不便なセンサを導くであろう。シーケンサによって生成される信号の数の縮小は、それをそれほどかさばっていないようにする傾向がある。電子モジュール32は、患者あるいは歯科医にさえ不便を感じさせないように、少なくとも50cmのセンサから離れ、後で詳しく説明する理由により、センサから最大で約2m離れて置かれることに注意できる。また、以下に示すように、一以上のアナログ出力信号がセンサ中で生成され、ケーブル34を用いて電子モジュール32に伝送され、そこで幾つかの処理を受ける。特に、モジュール32は、二つの増幅ユニット36及び38を有し、各増幅ユニットは、それが入力で受信するアナログ出力信号のうちの一つ及び二つの以前に言及された信号を増幅し、モジュール32は、二つの上述した信号の濾波ユニット40を有する。選択的に、ユニット40は、濾波機能に加えて、二つの出力信号に基づいた単一のアナログ出力信号を生成するように設計できる。そして、濾波されたアナログ出力信号は、アナログ/デジタル変換器42中でデジタル信号に変換される単一のアナログ信号中に加えられ、中央演算処理ユニット44に伝送される。中央演算処理ユニット44は、特に、クロック48、マイクロプロセッサ50及びメモリ52を有する。この処理ユニット44は、とりわけ、しかし排他的でなく、検出器を、待機期間に対立するものとして、動作モードにする動作をし;以下に説明する出力インタフェース60へデジタル化された信号を向け;例えば、検出器22のアレイ26の欠陥のある素子のリスト又は検出器のシリアル番号を含むことを目的とするメモリ52を管理し;デジタル化されたビデオ信号中でX線の存在又は不存在のデータ特徴を捜し;そして、後述する起動装置100を管理する。中央演算処理ユニット44に由来するデジタル補正信号を用いて、ユニット38により増幅されたアナログ信号の一つに適用された補正は、デジタル/アナログ変換器46によってアナログ補正信号に変換され、そしてユニット38に印加されることも注目できる。ユニット38は、減算増幅器の機能を行う。放射線装置10は、更に、電子モジュール32から離れ、例えばケーブルであるワイヤ連結56により後者に連結された処理と表示をするユニット54を有する。処理と表示をするユニット54は、例えばコンピュータであり、このコンピュータは、センサ14の出力信号を受信する。この出力信号は、適切な画像処理を電子モジュール32の上で実行するために、電子モジュール32中で一度デジタル化され処理されている。この適切な画像処理は、当業者には知られたものであり、図1の歯16の画像を表示画面58上で見ることができるようにするものである。規格USB2.0に従ったインタフェース60は、ユニット44の出力、並びにシリアルバスUSB2.0及び図示しない離れたコンピュータ46中の対応するインタフェースに設けられ、その結果、モジュール32によって送出された信号は、高速、例えば約480Mbps、で遠隔のコンピュータ54に伝送される。このようなインタフェースの使用は、このようにCMOS22検出器によって供給され、モジュール32によって処理されるデータのコンピュータへの高速伝送を可能にする。このインタフェースの使用は、バイポーラCMOS検出器22のアレイにより集められたデータをサンプリングするために、例えば12MHzの高周波クロック信号の使用に特によく適しており、すなわち、それらのコンピュータへの伝送の前にデータを格納するためのバッファメモリを使用する必要がない。確かに、このクロック信号周波数は、一方では、アレイのサンプリングの開始及び終了の間に暗電流の増加を齎す、アレイをサンプリングするには低すぎる周波数と、他方では、付加的な読み取り雑音を生成し、検出器の出力信号を妨害する、高すぎる周波数との間のよい中間の値を表している。確かに、時間の経過による検出器中の暗電流の成長に結びついた制約が与えられた場合、アレイのピクセルを比較的高い周波数でサンプリングしなければならず、このことは、規格USB1によって許された伝送速度両立できない。ケーブル56のUSB2バスは、ユニット54に伝送されるデジタル化した画像信号と、電子モジュール32の回路62中の清掃に続いてCMOS検出器を動作させるように作用する単一の電圧信号61を運ぶことに注意すべきである。確かに、バイポーラCMOS検出器は、4~5の異なる電圧レベルと多くのクロックを生成しなければならない電荷結合検出器CCDとは異なり、例えば5Vの単一の電力供給電圧とTTL制御レベルとを用いて動作する。種々の電圧レベルの生成が、センサの正確な動作を妨害する追加的な雑音の発生を引き起こし、この現象が、本発明による装置によりこのように回避されることが注目されるべきである。回路62は、ある程度まで、USB2バスにより供給された電力電圧をきれいにし、それを安定させることによりこのバスの5Vの変化に対処するDC-DC変換器である。例えば中央演算処理ユニット44による使用のために、変換器62によって生成されたDC電圧が連続的であり得るか、又は例えば口中での使用期間中だけ電力が供給される検出器22による使用のために、該DC電圧がスイッチングされることにも注目できる。このスイッチングは中央演算処理ユニット44によって行なわれる。ワイヤ連結56上のデータ伝送速度は、バッファメモリを用いることを必要としないで迅速にアレイ26を空にすることができるために、規格USB2.0によって設けられたデータ伝送速度に少なくとも等しくなければならないことに注目できる。図3は、検出器のチップの共通基板28上の能動型ピクセルアレイ26とシーケンサ30の配列をより詳細な方法で表している。アレイ26は、アレイの行L1,L2,L3Ln,LNの選択を導きリセットするための回路70に連結されている。クロックと同期信号とにより制御されるシフトレジスタの回路72により、行選択とリセットの連続動作のために回路70が制御されることが可能になる。また、配列は、配列により捕捉された画像データを出力増幅回路76上で多重化する、アレイの列C1,C2,C3,Cn,CIの増幅回路74に連結されている。アレイの列シフトレジスタの回路78は、回路74の制御、特に、各アレイの行のピクセルの読み取りを導くために設けられている。上述したように、この検出器は、電子モジュール32から数個の信号、特に、それから全ての内部信号を導出する信号Clk-X,Clk-y及びSync-yを受信する。信号Clk-Xは、列シフトレジスタを導くように動作し、シーケンサ30が全ての信号、特にアレイ制御信号をそれから生成する主クロック信号を構成する、例えば、12MHZのクロック信号である。制御信号Sync-yは、アレイの読み取りを初期化する動作をする。信号Clk-yは、回路72を制御する行シフトレジスタの制御信号である。アレイによって得られた画像データの読み取りは以下の通り行われる。信号Clk-yと同時に印加された信号Sync-yはアレイの行のシフトレジスタを初期化し、アレイの最初の行の選択を引き起こす。シーケンサ30で発生するアレイの最初の列の最初の選択信号は、例えば、クロック信号Clk-yの立ち上がり領域で始動させられ、アレイの最初の行の選択を制御する。信号Clk-Xの適用は、検出器の出力にビデオ信号の出現を引き起こすであろう。信号Clk-yだけの適用はアレイの次の行の選択を引き起こすであろう。このことは、すべての行が読み取られ、次に、信号Sync-yとClk-yの組み合わせが再びアレイの最初の行を選択するために再び適用されるまで継続する。このようにして考えられた選択された行に対して、放射線に曝露された行のピクセルのそれぞれにより保持されている種々のデータ値は、クロック信号Clk-Xによって設定された比率で、読み取りステップとも呼ばれる、第一のサンプリングステップを受けるであろう。ピクセルの光データの各値は列増幅回路74に格納される。最初の行のピクセルの最初のサンプリングステップに続いて、Reset信号が、関連行の全てのピクセルをリセットするためにシーケンサにより生成される。このリセットステップは、選択された行のすべてのピクセルを各ピクセルに固有の基準データ値に初期化する。これは、暗データ値とも呼ばれる、点灯していないピクセルに対応するデータ値である。関連行のピクセルの初期化の後に、各ピクセルにより保持された基準データ値の第二のサンプリング又は読み取りステップが、アレイの種々の列を選択するクロック信号Clk-Xにより設定された比率で行われる。サンプリングされた基準データ値は、列増幅回路74に格納され、そこでそれらは、すでに格納されている第一のサンプリングステップに由来するデータ値に加算される。このデータ値の二つの型は、それぞれ二つのバス上で多重化される。一つのバスは、読み取り信号S光データ値を運び、他方のバスは再初期化信号R基準データ値を運ぶ。これらの二つのバスに由来するデータは、出力増幅回路76で、列シフトレジスタを駆動するクロック信号Clk-Xにより設定された比率に従って多重化する。S-R出力信号は、読み取り信号Sと再初期化信号Rとの差と、検出器に固有の電子ドリフトを表す基準信号とに基づき、出力増幅回路76により生成される。この基準信号は、モジュール32に由来するDC電圧で検出器入力に印加される入力基準信号ブラックインに由来する。基準信号ブラックレフは図4に示すように生成される。図4の回路は、検出器中で雑音が生じる方法及びこの回路の入力に印加されるブラックイン信号が、アレイを通過するときに、ドリフトを受けることを示す。したがって、この回路は、ブラックイン入力信号に対するバッファメモリとして作用し、図3にも概略的に示されているトランジスタ71を備えている。検出器に従って値を適切に選択した抵抗体73と容量75とは、検出器の固有のピクセルを表わしている。増幅器77は、要素71,73及び75によって引き起こされたひずみを受けた後に得られた信号を増幅し、このブラックレフ増幅信号は、検出器の出力22でこのように送出される。増幅器77に入る前に得られた信号非増幅基準信号は出力増幅回路76に供給され、図5に示すように、そこでクロック信号Clk-Xを用いて、信号Clk-Xの立ち上がり又は立ち下がりのうちの一つの領域で、S-R信号の最も強い値が選択されて、他の領域では、非増幅基準信号により供給された値が選択される。したがって、S-R信号が得られ、その最も高い値がアレイの読み取られた信号であり、その最も低い値が、非増幅の基準信号の値であり、その値は時間と共に変化する。得られたS-R信号は、検出器のピクセルにより得られた歯の画像データを表わしている。図7aは検出器の出力のR-S信号とブラックレフ出力基準信号との全体的な比率を表す。図3に示すように、検出器のS-R出力のアナログ電気信号は、信号発生器79によって二つの異なるアナログ電気信号VとV-とに変換される。発生器79は、S-R信号からブラックレフ信号を減算して、比率が図7bに示される異なる信号VとV-と送出する二出力の増幅器である。S-R信号とブラックレフ出力基準信号との差の重ね合わせは、検出器の構造による、長い時間一定でセンサ毎に異なる全てのドリフトを回避する。センサから異なる形で画像信号を伝送することにより、それが被る可能性のある種々の妨害が避けられる。確かに、二つの信号VとV-とのそれぞれが同じ妨害を被るとき、単一の信号を再構成することにより、信号VとV-とのそれぞれに見出される妨害をこのようにして回避することができ、そしてそれは、画像信号のみを伝送した場合には、当て嵌まらなかったであろう。さらに、異なる画像信号の伝送は、センサの信号対雑音比を間接的に向上させることもできる。シーケンサ図3によりサンプリング信号Sample-clkが生成され、構造により、シーケンサが、データがいつ検出器の出力に到達するかを正確に知っている限り、サンプリング信号Sample-clkはS-R出力信号に完全に同期する。サンプリング信号は、クロック信号Clk-Xに適した位相差によって生成され、図7cに示される。S-R出力信号、およびその結果、異なる信号VとV-と同相であるこのサンプリング信号は、異なる信号電子VとV-と同期してケーブル34により電子モジュール32に向けて伝送されるであろう。同相信号の同期した伝送は、電子モジュール32内で、異なるアナログ信号の変換をサンプリング信号により設定された周波数でアナログ/デジタル変換回路42内で行うことを可能にするであろう。信号を同期させて伝送することによって、差アナログ信号とサンプリング信号の両方に影響する位相誤差を補うことができる限り、ケーブル中で発生する位相誤差を避けることが可能になる。同様に、それらの伝送中に信号に影響する全ての他の妨害も避けられる。図2に示すように、濾波回路40に伝送される前に、異なるアナログ出力信号V及びV-は、増幅回路36及び38でそれぞれ増幅される。このようにして濾波された信号は、アナログ/デジタル変換器42に伝送され、そこで合計されて単一の信号を生じ、この信号は、中央演算処理ユニット44に達する前に、例えば、図7dに示されるようなサンプリング信号の立ち上がり正面でサンプリング信号Sample-clkを使用することで、デジタル化される。検出器が何の放射線にも曝露されていないときに、検出器の出力で収集される電流として定義される暗電流の時間変動を回避するために、アレイの中の、例えば放射線に曝される、連続した二つの相の間で補正信号が生成される。このような信号の生成は、時間がたつにつれて規則的であるかそうでないかとなり得ることに注目できる。したがって、歯の画像を撮影するセンサに加えて、これが何の放射線にも曝露されていないとき、アレイのピクセルによって保持されているデータ値のサンプリングを行う。発生するアレイ読み取り信号は補正信号である。出力信号V及びV-に対する上の説明と同様に、放射線が存在しないとき、読み取り信号は、異なる形でケーブル34中を伝送され、それから、回路40により単一の信号として再編成されて変換器42でデジタル化される前に、増幅回路36及び38で増幅される。このデジタル化された信号は、中央ユニット44中に導入され、そこでマイクロプロセッサが、放射線が存在するときに得ることのできる信号とは異なり、ゼロではないこのデジタル化した信号の平均値を計算する。この平均値は、アナログ/デジタル変換器46に注入され、減算回路である、増幅回路の一つ38に印加されるアナログ補正信号に変換される。出力アナログ信号の一つ、ここでは信号V-、へのこの補正信号を適用することにより、図7e及び図7fに示されるように、上端に向かってこの信号を調整することによってこの信号の振幅をオフセットすることができる。図7eは、ゼロレベルについてそれぞれ同じ値だけオフセットした出力信号V及びV-の比率を極めて概略的に示す。デジタル化した補正信号に関して平均値2×オフセットを測定し、アナログ/デジタル変換の後にそれをアナログ出力信号V-に適用することによって、アナログ出力信号V-は、図7fに示されるように、2×オフセットの補正値だけオフセットされ、それを他方の補正されないアナログ出力信号Vの下端レベルに調節する。信号V及びV-が濾波され結合されたときには、図7gに示す、ゼロから2×最大値-オフセットの最大振幅まで進行する補正されたアナログ信号が得られる。ここで、最大値は、信号V及びV-のそれぞれの絶対値における最大振幅を意味する。補正されたアナログ信号は、回路42でデジタル化される。したがって、アレイ中の暗電流による変化は回避される。ビデオ信号中に存在するグレイレベルに従ってピクセル数を示す図7hは、補正の適用の前後でのビデオ信号のヒストグラムの割合を例示することにより、この補償現象を例証する。電子モジュール32が補正信号を受信すると直ちに、出力アナログ信号の一つに補正アナログ信号を直接適用するよりむしろ補正アナログ信号を変換することが好ましいことに注目できる。確かに、これは、このことが関わるドリフト及び/又は変動性のすべてのリスクを持って補正アナログ信号を格納することを必要とするであろう。この補正をデジタル的に行なうことにより、これらの問題は回避され、さらに、アナログ/デジタル変換器は補償へ統合され、それにより、変換器に特有のドリフトを有するデジタル化する工程に影響を及ぼすことが回避される。さらに、補正アナログ信号は、他の出力アナログ信号V、又は二つの信号V及びV-すらに対しても適用できることが注目できる。二つの信号に補正を適用することにより、工程が対称になる。アナログ出力信号の一つ、又は単一のアナログ信号への補正の適用は、アレイの暗電流の時間変動の法則とこのアレイの使用の持続時間に応じて調整される。確かに、これらの二つの設定を知ることにより、どの瞬間に暗電流が最も変動し易く、その結果、これらの変動に起因するドリフトを補償するために補正の実施を予見することを計画することは可能である。上述したように、アレイを読み取った時、特に、アレイの選択された行のピクセルの最初のサンプリングを実行した後に、リセット信号が、回路70及び72図3により適切なアレイの行に適用され、行のピクセル値を基準データ値に再初期化する。しかしながら、リセット信号が行毎に異なる場合は、その行のピクセルにより保持されているデータ値に誤差が導入され、ゼロに対してオフセットが生じる。すなわち、あるピクセルに保持されるデータ値は、理論的にそうあるべきであるように、その再初期化の後でゼロではないが、ゼロと関連してオフセットを持ち、さらには、このオフセットは行毎に異なることができる。追加の誤差の導入は、検出器によって供給された信号対雑音比の悪化を齎す。このような誤差に関して特に、水平コーミング雑音が、コンピュータ54のスクリーン58上に作り出された画像信号中に導入される。この問題を改善するために、それぞれのアレイの行の画素の数mが、最初に、光学的に不活性になるように配列され、種々の行のこの光学的に不活性な画素の数は等しくされ例えば、3に等しい、同じアレイの列中に配列される。光学的に不活性にされたピクセルは、最初のアレイの列中に配列されるが、たぶん他のどこか、例えば最後の列、で発見されるだろうということに注意できる。光学的に不活性なピクセルの数mは、再初期化信号と共に導入されたドリフト補償に必要な精度に従って、変化できることに注意できる。数mは、アレイのサイズに従っても変化することができる。図3に示す実施形態の例では、行L1,L2,LnLNは、それぞれ3個の盲ピクセルPll,P12,Pl3,P21,P22,P23Pn1,Pn2,Pn3PNl,PN2及びPN3を含む。ピクセルを光学的に不活性にするために、例えば金属化又はセリグラフィがこれらのピクセルの上で実行される。そして、回路42図2によるデジタル化の後で、検出器の出力信号の処理が行われる。この処理は、メモリ52中に格納された図8のアルゴリズム中に設けられた一連の命令を実行するプロセッサ50を用いて中央演算処理ユニット44により前記信号に適用される。このアルゴリズムには、最初の初期化ステップS1が含まれ、このステップS1の間、アレイの行を表す変数nが値1に初期化される。次のステップS2の間、アレイの行nのデータ値Sinは、三個の盲ピクセルPn1,Pn2,Pn3に対して読み取られる。これらの値はデジタル化された出力信号中で読み取られる。次のステップS3の間、データ値Sin1は、このアレイの次の行n1の光学的に不活性なピクセルPn11,Pn12,Pn13からそれぞれ読み取られる。前記アレイの二つの連続した行n及びn1の光学的に不活性なピクセルからデータ値を読み出した後、次のステップS4及びS5の間、行n及びn1のそれぞれに対して、平均データ値バーSn,バーSn1が決定される。これらの平均データ値バーSn,バーSn1は、各行のそれぞれのデータ値Sin,Sin1に基づいて取得される。数mが大きくなればなるほど、平均値の決定における精度がよくなる。平均データ値は、例えば、算術平均を行なうことにより得られる。ステップS6の間、前に決定した二つの平均値間の差の絶対値が決定される。次のステップS7は、平均データ値バーSn及びバーSn1の間の比較を行うテストである。理論上、人は、二つの平均値が等しいか否かを検査し、しかし、実際上、人は、ステップS6で得られた結果を閾値における適切な案内により金属抗引張り体の装着を容易にする。抗引張り装置の存在は、電気コネクタの使用を回避することを意味し、そのことは特に有利である。確かに、電気コネクタの使用は、望まない分離に通じる危険があり、このことは、患者がちょうどある線量のX線に曝露され、電子モジュールに電気接続を再樹立した後、彼/彼女を再びこの放射線に暴露させることが必要な場合に、望ましくない。そのうえ、複雑な施錠システムを備えた電気コネクタの存在は、これが装置を複雑にして、特に避けるべきである、そのケースにカプセル化された電子モジュールに重みと大きさを加える限りは、非常に望ましくない。さらに、患者の近くの電気コネクタの存在は、望まれない分離又は欠陥のある接触の場合の安全の割合に問題があるようになり得る。他方では、電子モジュールを取り囲むケース180は、歯医者の各介入の後に消毒されなければならない。しかし、雄形電気コネクタと雌形電気コネクタの存在は、コネクタ分岐のためにレセプタクルを必要とし、そのような配列は、少なくとも満足に、滅菌することができない場所を生成する。そのうえ、漏れ気密問題が滅菌中の発生の危険を犯し、これは許容できない。各抗引張り体は、嵌合部品を担持する二つの平行な対向する側面上に、二つの横方向の端部停止部品を備えている。これらの端部停止部品は、嵌合部品の一方の両側に配列され、嵌合部品158aの周りのそれらは158c、158d、嵌合部品158bの周りのそれらは158e、158fの番号で参照される図12及び図13。これらの横方向の端部停止部品は、各抗引張り体の嵌合部品が切り欠きの対応する開口に中に導入されるときに、横方向の端部停止部品が切り欠きの縦方向の縁に対して現れて、抗引張り体をこの位置に固定するように図13、嵌合部品よりも短い。一方では金属抗引張り体の上に、そして、他方では対応する切り欠きの縁の上に配置される嵌合部品は、体が縦方向の溝を備えることができ、切り欠きがそれに対応するピンを備えることができるという意味において逆にすることができることに注意する。他の嵌合部品を予見することができる。基板150が、プッシュボタンの形状で示され、歯の画像を撮影しなければならないとき検出器が起動され得るようにする起動装置100を有することに注意できる。図11に示すように、二つの金属の半殻164及び166が、印刷回路基板150の両側に配置されて、一緒に組み立てられ、溶接ビードにより印刷回路基板を固定する。金属抗引張り体をケーブル34及び56で強固にした後に、これらの体が回路150の対応する切り欠きに置かれた後で、基板との電気的接続168図12が適所に置かれた後に、これらの金属殻が組み立てられる。また、金属抗引張り体は、金属の半殻の固定を可能にするためにスペーサとして機能することに注意できる。後者はいくつかの機能を実現させる:これらの金属半殻の第一の機能は2本のケーブル34及び56の端から端まで電気的連続性を確実にすることである;第二の機能は、その結果、電磁適合性の目的でファラデーケージを提供することである;これらの半殻の第三の機能は機械的に電子モジュール32を保護することである。端部鞘170及び172が設けられ、縦方向溝174により、対応するケーブル56,34の経路選択を可能にする。図15の鞘172などのこれらの鞘は、多少の柔軟性をそれらに加える縦方向の凹部176,178を有する。この柔軟性は、それが受ける繰り返された取り扱いと歪みとに続いて生じ得るケーブルの剪断を防止する。また、これらの鞘はケーブルとケース内部の漏れ機密度を保証する。図16に示され、二つの金属の半殻164及び166により既に保護されている電子モジュール32をカプセル化するケース180は、カバー182,184を形成する2個のプラスチック部品を有する図14。全体的に細長で、より詳細には矩形形状のこれらの二つの部品は、例えば、接着又はUS溶接により電子モジュール32を取り囲むように、共に組み立てられる。端部鞘170及び172の端部の鍔186,188図14及び図15、及びカバーを形成する部品182及び184のそれぞれの端部に少なくとも部分的に相補形の形状をした開口が存在することに注目できる。図14において、上部半カバー182は二つの開口を持ち、そのうちの一つ190が示されている、下部半カバー184は二つの開口192及び194を有し、その双方とも示されている。二つの半カバーが電子モジュール32の両側で組み立てられるとき、各半カバーの開口が鍔と後者の本体とに嵌り、ケースとそれを伸張する端部鞘とをしっかりと軸方向に保持する。上部及び下部の半カバーの端部に配置された開口は、かくして、対応する鞘の把持縁を構成する。上部半カバー184の内部に横方向の案内壁196及び198が存在し、これらは対応するケーブルを位置づけることを可能にするよう凹んでいることにも注目することができる。一端だけが見えている縦方向のリブ206と共に横方向の補強リブ200,202が半カバー184の内部に配列され、後者を補強している。プレート208が、半カバー184の底部に配置され、二つの金属半殻により保護された電子モジュールの正しい位置決めを可能にする。上部半カバー182は半カバー184に対して説明したと同様の配列を有することに注目されるべきである。検出機器起動装置100は、漏れ機密度の理由で使用者により直接操作されることができない。使用者は、上部半カバー182に設けられ、部分的にひずむように設計され、使用者の指の圧力で押されることができ、その圧力がなくなったときには最初の状態に戻るようにされた薄い領域210を通して到達可能である。他の実施の形態によれば、この薄い領域は、可撓材料で作られた追加のボタンと置き換えられ、このボタンに使用者が到達でき、このボタンは、例えば接着で半カバー182に取り付けられ、漏れ気密度とを保証し、ごみに覆われ得る領域をなくすことができる。電子モジュール32を包み込むケース180及びこのケースの軸方向の延長170及び172は、簡単に消毒滅菌でき、ごみに覆われることを助長しない種類の外部表面を有していることに注目できる。さらに、このケースの外部表面とその軸方向の延長170,172は、ケース内部が汚染されるのを防ぐ耐滴下である。本発明による歯科用放射線装置は、このように、特定の簡単で信頼できる設計を有する。処理及び表示ユニット54に供給されるビデオ信号は、検出器の信号対雑音比が従来例と比べて格段に改善されているために、非常に高い品質を有している。当業者の容量内の他の代替的な実施の形態は、ちょうど説明した本発明の種々の態様をも予見できる。"