FR3101768A1 - Capteur d’image radiologique intra-oral a pixels actifs et procede de prise d’image associe - Google Patents
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Abstract
L’invention a pour objet un capteur d'image radiologique dentaire à pixels actifs, à détection intégrée d'apparition de rayons X, qui utilise les pixels de la matrice pour réaliser une détection de début de flash de rayons X, par détection du courant produit par l'ensemble des photodiodes dans la matrice. Un circuit de commutation MUX1 permet ainsi dans une première phase de détection de début de flash X de connecter un nœud de connexion commun NC correspondant au drain d'un transistor d'initialisation M1 de photodiode en entrée d'un circuit de détection DTX1 à conversion courant tension, qui fournit en sortie un signal de détection de début de flash X lorsque le courant produit par l'ensemble des photodiodes de la matrice dépasse un seuil prédéterminé. Le circuit de commutation MUX1 est alors commandé pour connecter le nœud de connexion commun NC des pixels à une source de tension de réinitialisation de photodiodes, VRS. Dans une variante certains pixels de la matrice peuvent être utilisés en détection de fin de flash de rayons X selon le même principe, par injection du courant produit par les photodiodes de ces pixels collecté en un nœud de connexion commun différent, électriquement isolé du premier, le signal de fin de flash correspondant à une variation de ce courant qui devient inférieure à un seuil prédéterminé. Les pixels actifs peuvent être du type à trois transistors ou plus, notamment à cinq transistors et plus.
Figure pour l’abrégé : Fig. 2.
Description
DOMAINE DE L’INVENTION
L’invention concerne le domaine de l'imagerie médicale, et concerne plus un capteur d'image radiologique dentaire intra-oral, à pixels actifs, en technologie CMOS.
ETAT DE L’ART
ETAT DE L’ART
La structure de ces pixels actifs est basée sur un élément photosensible (photodiode, photogrille) associé à des transistors qui permettent de piloter les différentes phases de la prise d'image : une phase d'initialisation des éléments photosensibles, avant une phase d'intégration de charges, puis une phase de lecture des pixels. Pour cette lecture, pour chaque pixel d'une ligne de pixels de la matrice, un niveau de tension correspondant à la quantité de charges accumulées dans le pixel pendant la phase d'intégration est reporté sur un conducteur de colonne, au moyen d'un transistor monté en suiveur de tension associé à un nœud de lecture du pixel. La lecture est alors réalisée par un circuit de lecture en pied de colonne, qui effectue en réalité un échantillonnage de deux niveaux de tension : le niveau de tension correspondant à la quantité de charges accumulées dans un nœud de lecture du pixel et un niveau de tension correspondant à un niveau de réinitialisation du nœud de lecture, pour les soustraire l'un à l'autre. On améliore ainsi le rapport signal sur bruit (double échantillonnage et soustraction des bruits corrélés).
Une prise d'image radiologique dentaire se déroule habituellement comme suit : le capteur est placé dans la bouche du patient et positionné derrière la zone anatomique à observer ; la source de rayonnement X est positionnée et activée, pour émettre un flash de rayons X en direction de la face active du capteur, à travers les tissus biologiques et matières de la zone anatomique à radiographier. Un circuit de séquencement du capteur déclenche la prise d'image, sur détection d'un début d'apparition du flash de rayons X sur la face active du capteur. Les rayons X qui arrivent sur la face active du capteur sont convertis en un signal électrique par les pixels, directement ou après conversion en rayons visibles par un scintillateur, selon le type de photodiodes. Après lecture des pixels, une image de la zone anatomique radiographiée peut être affichée sur un écran d'ordinateur par exemple.
Détecter le début d'apparition du flash de rayons X fait partie des mesures nécessaires pour arriver à réduire les doses de rayonnement appliquées aux patients. En matière d'imagerie médicale, les recommandations des organismes normatifs en matière de dose de rayonnement reçue par les patients et les praticiens sont en effet très contraignantes. Au niveau des sources de rayonnement X, pour chaque prise d'image, il s'agit de régler l'intensité et la durée des flashes de rayons X en fonction de la morphologie et de l'âge du patient et de la zone anatomique à radiographier, pour que la dose d'exposition soit la plus faible possible et sans perte inutile, permettant d'obtenir une image de bonne qualité d'image en une seule prise. Au niveau du capteur d'image, il s'agit de synchroniser le mieux possible la phase d'intégration de charges avec l'exposition effective de la face active au rayonnement utile, pour que le rapport signal sur bruit soit optimal au regard de l'intensité et la durée du rayonnement. Si la phase d'intégration démarre trop tôt, on accumule des charges qui correspondent au courant d'obscurité. Si elle démarre trop tard, on perd du signal utile. En général, on prévoit également de détecter la fin du flash de rayons X. On améliore ainsi le rapport signal sur bruit (pas d'intégration du courant d'obscurité) et on déclenche aussi plus rapidement la phase de lecture, ce qui permet d'améliorer la vitesse et l'efficacité d'acquisition de l'image, par rapport à une solution dans laquelle la durée d'intégration serait préréglée à une valeur fixe, supérieure à une durée du flash de rayons X (données de réglage de la source).
Le capteur doit ainsi intégrer un circuit de détection dont la fonction est de permettre de caler de manière optimale le début de la phase d'intégration sur le début d'apparition du flash de rayons X sur la face active du capteur. Le circuit de détection utilise généralement des barrettes de photodétecteurs qui encadrent la matrice de pixels, horizontalement et/ou verticalement. Ces barrettes de photodétecteurs sont ainsi disposées juste derrière des zones anatomiques absorbantes (dents, gencive), ce qui compromet ou retarde la détection de l'apparition du flash de rayonnement X par le capteur. De ce point de vue, une zone de détection optimale sur la face active du capteur pourrait être la zone libre (c’est-à-dire sans obstacle absorbant) entre les mâchoires supérieure et inférieure d'un patient, qui correspond à une bande de détection située en plein milieu de la matrice de pixels du capteur, au détriment de pixels de capture d'image, obligeant à des calculs d'interpolation et filtrage pour reconstituer les données image correspondantes, car ce que les praticiens veulent visualiser, c'est bien l'image complète de la zone radiographiée. Cela signifie aussi perdre de la qualité d'image, car l'interpolation amène de l'imprécision.
Il est aussi connu d'utiliser des pixels dispersés dans la matrice comme pixels de référence pour la détection, comme décrit en exemple dans le brevet US 6 404 854. Pendant la détection, ces pixels de référence sont lus chacun individuellement, de manière non destructive (pas de réinitialisation entre les lectures) pour comparaison à un seuil, et ce continuellement, jusqu'à ce qu'une décision de capture d'image soit prise quand suffisamment de pixels de référence auront donné un signal supérieur à un certain seuil. Un inconvénient de cette solution est que cela nécessite un séquencement spécifique de ces pixels. Mais surtout, cette solution est imparfaite à rendre la détection d'apparition du rayonnement X indépendante du positionnement du capteur : on ne peut pas éviter selon le positionnement du capteur, qu'une majorité des pixels de référence se retrouvent derrière une zone très absorbante, ce qui retarde le processus de détection.
Par ailleurs, toujours pour contribuer à réduire la dose de rayonnement X nécessaire à une prise d'image radiologique, il faut être capable de détecter un niveau de signal qui est très faible, marquant le tout début d'exposition de la zone photosensible au rayonnement, pour déclencher la phase d'intégration sans perdre d'information utile (ou le moins possible). En d'autres termes, on cherche à ce que le moment où le signal de détection est émis, soit très proche de l'arrivée effective du rayonnement X sur la face active du capteur. Pour ces raisons, il est plus avantageux de réaliser une détection directe du courant fourni par l'ensemble des photodétecteurs, au moyen d'un amplificateur à transimpédance capacitif, car le grand gain de l'amplificateur permet d'abaisser le seuil de détection, c’est-à-dire que l'on peut déterminer plus tôt l'arrivée du flash de rayons X, et donc commencer à intégrer plus tôt. De tels amplificateurs sont bien connus et communément utilisés pour la lecture des pixels des capteurs d'image infrarouge. Egalement, dans le domaine de la radiologie médicale, la demande de brevet WO2017/121728 décrit un circuit de détection d'apparition d'un flash de rayons X qui est basé sur un tel amplificateur, pour lire le courant fourni par un ensemble de photodiodes de détection placées de part et d'autre de la matrice de pixels.
Il existe donc un fort besoin de trouver une solution technique pour permettre une détection efficace de l'apparition des rayons X, indépendamment du positionnement du capteur, sans sacrifier ou perdre en précision de données d'image, et qui soit simple à mettre en œuvre dans les topologies existantes, c’est-à-dire sans obliger à remettre à plat la conception et sans empiéter sur la surface active de prise d'image.
L'invention a pour objet un capteur d'image radiologique dentaire à pixels actifs, à détection intégrée d'apparition de rayons X, qui permet une détection efficace de la détection d'apparition d'un rayonnement X, indépendante du positionnement du capteur dans la bouche du patient, et qui maximise la surface active (matrice) rapportée à la taille du capteur.
Plus précisément, l'invention concerne ainsi un capteur d'image radiologique intra-oral en technologie MOS comprenant
- une matrice de pixels photosensibles arrangés en lignes et colonnes, chaque pixel comprenant une photodiode et des transistors, incluant un transistor d'initialisation (M1) de photodiode connecté entre un nœud de photodiode du pixel et un premier nœud de connexion commun aux pixels;
- un circuit de séquencement fournissant des signaux de commande des transistors des pixels pour piloter une séquence de prise d'image pendant une exposition à un flash de rayons, comportant une phase d'initialisation globale des photodiodes des pixels, une phase d'intégration de charges pendant une période d'intégration et une phase de lecture des pixels.
Selon l'invention, le capteur comprend un premier commutateur de couplage piloté par un premier signal logique pour relier ledit premier nœud de connexion à une entrée de signal d'un premier circuit de détection de courant ou à une source de tension d'initialisation de photodiode selon que ledit premier signal logique est respectivement dans un premier état logique ou un deuxième état logique,
et le circuit de séquencement du capteur étant configuré pour piloter une phase de détection par ledit premier circuit de détection d'un début d'exposition à un flash de rayons X pour déclencher la séquence de prise d'image, comprenant les opérations de :
- a) commander à l'état passant les transistors d'initialisation de photodiode dans tous les pixels simultanément et
- b) établir le premier signal logique dans ledit premier état logique, ayant pour effet d'injecter en entrée de signal du premier circuit de détection, un courant collecté audit premier nœud de connexion provenant des photodiodes des pixels, puis,
- c) lorsqu'un signal logique de sortie du premier circuit de détection bascule d'un premier état logique à un deuxième état logique, correspondant à la détection d'un niveau de courant d'entrée supérieur à un seuil prédéterminé, établir le premier signal logique dans ledit deuxième état logique ayant pour effet de coupler lesdits transistors d'initialisation qui sont toujours à l'état passant, à ladite source de tension d'initialisation, activant ainsi la phase d'initialisation globale de la séquence de prise d'image, pour initialiser les photodiodes avant ladite phase d'intégration.
- une matrice de pixels photosensibles arrangés en lignes et colonnes, chaque pixel comprenant une photodiode et des transistors, incluant un transistor d'initialisation (M1) de photodiode connecté entre un nœud de photodiode du pixel et un premier nœud de connexion commun aux pixels;
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Selon l'invention, le capteur comprend un premier commutateur de couplage piloté par un premier signal logique pour relier ledit premier nœud de connexion à une entrée de signal d'un premier circuit de détection de courant ou à une source de tension d'initialisation de photodiode selon que ledit premier signal logique est respectivement dans un premier état logique ou un deuxième état logique,
et le circuit de séquencement du capteur étant configuré pour piloter une phase de détection par ledit premier circuit de détection d'un début d'exposition à un flash de rayons X pour déclencher la séquence de prise d'image, comprenant les opérations de :
- a) commander à l'état passant les transistors d'initialisation de photodiode dans tous les pixels simultanément et
- b) établir le premier signal logique dans ledit premier état logique, ayant pour effet d'injecter en entrée de signal du premier circuit de détection, un courant collecté audit premier nœud de connexion provenant des photodiodes des pixels, puis,
- c) lorsqu'un signal logique de sortie du premier circuit de détection bascule d'un premier état logique à un deuxième état logique, correspondant à la détection d'un niveau de courant d'entrée supérieur à un seuil prédéterminé, établir le premier signal logique dans ledit deuxième état logique ayant pour effet de coupler lesdits transistors d'initialisation qui sont toujours à l'état passant, à ladite source de tension d'initialisation, activant ainsi la phase d'initialisation globale de la séquence de prise d'image, pour initialiser les photodiodes avant ladite phase d'intégration.
Dans un perfectionnement, les transistors d'initialisation d'un ensemble de pixels de la matrice sont reliés non pas au dit premier nœud de connexion, mais à un deuxième nœud de connexion qui est électriquement isolé dudit premier nœud de connexion, et le capteur comporte un deuxième circuit de détection de courant du même type que ledit premier circuit de détection et piloté par le même signal d'horloge, avec une entrée de signal qui est couplée au dit deuxième nœud de connexion, et les transistors d'initialisation des pixels dudit ensemble sont à l'état passant au moins jusqu'à une détection de fin d'exposition au rayonnement X par le deuxième circuit de détection correspondant à un courant injecté en entrée, collecté au dit deuxième nœud de connexion qui passe sous un seuil prédéterminé, et
- sur détection de fin d'exposition au flash de rayons X, stopper la phase d'intégration de la séquence de prise d'image pour initier la phase de lecture.
- sur détection de fin d'exposition au flash de rayons X, stopper la phase d'intégration de la séquence de prise d'image pour initier la phase de lecture.
Avantageusement, un deuxième circuit de couplage est prévu pour relier le deuxième nœud de connexion à l'entrée de signal du deuxième circuit de détection ou à la source de tension d'initialisation en fonction d'un deuxième signal logique de commande qui est paramétré dans le capteur pour configurer les pixels dudit ensemble en pixels de détection de fin d'exposition ou en pixels de prise d'image.
Selon un aspect de l'invention, le gain de l'amplificateur à transimpédance capacitif et/ou la valeur seuil de tension du comparateur étant des paramètres de réglage du capteur réglés dans ledit premier circuit de détection et dans ledit deuxième circuit de détection pour détecter respectivement un début de flash et une fin de flash de rayons X.
Selon un autre aspect de l'invention, le circuit de séquencement est configuré pour déclencher une autre séquence de prise d'image appliquant la même durée d'intégration et utilisant les mêmes pixels pour la prise d'image qu'une séquence de prise d'image précédente réalisée pendant l'exposition au flash de rayons X et ayant fourni des premières données d'image, permettant de mesurer et soustraire un bruit d'obscurité auxdites premières données d'image.
Le capteur selon l'invention s'applique notamment à des pixels actifs à trois transistors, ou plus, notamment à cinq transistors et plus.
Selon un mode de réalisation de l'invention, un circuit de détection en courant du capteur comprend un amplificateur à transimpédance capacitif comprenant une entrée non-inverseuse reliée à une tension de mode commun et une entrée inverseuse qui forme l'entrée de signal qui est couplée à un nœud de connexion commun des pixels, ledit amplificateur étant piloté par un signal d'horloge pour produire périodiquement en sortie de signal, une rampe de tension fonction du niveau du courant injecté en entrée de signal, qui est appliquée à un comparateur pour comparaison à une valeur seuil de tension.
L'invention concerne aussi un procédé de prise d'image radiologique correspondant.
L'invention sera mieux comprise et d'autres avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée de modes de réalisation donnés à titre d'exemple, et illustrée par les dessins annexés qui représentent :
DESCRIPTION DETAILLEE
On rappelle que les figures sont de simples schémas illustrant l'invention, qui ne sont pas à l'échelle. Seuls sont représentés les éléments fonctionnels ou les signaux nécessaires à la compréhension de l'invention. Par souci de clarté et de simplification, les mêmes notations ou références ont été utilisées tout au long de la description et dans les figures pour désigner les mêmes éléments ou des éléments similaires.
Par ailleurs, dans la description qui suit, les termes "couplé" ou "relié" quand ils sont utilisés indiquent une connexion électrique directe ou indirecte ; et le terme connecté indique une connexion électrique directe.
L'invention concerne un capteur d'image radiologique, et plus particulièrement un capteur d'image dentaire intra-oral, en technologie CMOS, utilisant des pixels actifs.
Un pixel actif est un pixel tel qu'illustré en exemple sur la figure 1, qui comprend un élément photosensible, généralement une photodiode PH et quelques transistors (MOS) tous de même type utilisés en interrupteur (état passant ON ou fermé OFF) ou en suiveur de tension, pour piloter les différentes phases de la séquence de prise d'image. La technologie CMOS proprement dite (combinaison de transistors N et P) concerne plus particulièrement l'électronique autour des pixels (électronique de commande, de lecture, d'interface,…)
L'invention est plus particulièrement illustrée dans un contexte de capteur d'image réalisé dans un substrat semi-conducteur dopé de type P, qui est porté à un potentiel de référence de masse, généralement un potentiel nul.
La photodiode PH est de préférence de type "pinned", c’est-à-dire que la jonction PN est formée par une région dopée de type N dans un substrat faiblement dopé (P-) et cette région N (cathode) est surmontée d'une couche superficielle de type P fortement dopée ( P++), portée au potentiel de référence de masse du substrat : cela fixe le potentiel du puits N (région N) de la photodiode à un potentiel Vpin(tension de repos de la photodiode) qui ne dépend que des concentrations des dopants N et P.
Les transistors du pixel actif sont de type N. Ils sont commandés à l'état ON (fermé ou passant) en appliquant sur leur grille g un potentiel positif Von qui correspond généralement à la tension d'alimentation positive Vdd de la circuiterie électronique du capteur. Le niveau de cette tension Vdd , 3 volts par exemple (figure 4), est fonction de la technologie CMOS employée. Ils sont commandés à l'état OFF (ouvert ou bloqué) en appliquant sur leur grille g un potentiel qui correspond généralement au potentiel de référence de masse du substrat (potentiel nul), ou bien à un potentiel plus négatif.
Les signaux de commande logique du capteur, peuvent prendre deux valeurs logiques "0" ou "1" correspondant respectivement au potentiel de référence de masse du substrat et à Vdd .
Les figures et les explications reflètent ces conventions. L'homme du métier sait transposer tout cela sans difficulté à des pixels actifs à transistors MOS de type P.
Pour la radiologie dentaire, on utilise généralement des pixels actifs à trois transistors de commande (3T), qui permet de privilégier la capacité de stockage des pixels. Ces pixels ne permettent de réaliser que des images dites "à fenêtre d'obturateur glissante", car la fin de la période d'intégration est décalée de ligne en ligne, coïncidant avec la lecture séquentielle des pixels, par balayage des lignes. Quant au début de la période d'intégration, dans le contexte de la radiologie dentaire, il est le même pour tous les pixels, car il est synchronisé sur la détection d'apparition du flash de rayons X (ou plus simplement " flash X") sur la face active du capteur. La durée d'intégration effective des lignes est donc croissante avec le sens du balayage des lignes. La différence est petite au regard de la durée totale d'intégration, mais cela induit un effet de ligne dans l'image, qui peut être atténué par traitement d'image. Ceci est bien connu.
L'invention va être plus particulièrement expliquée pour un capteur utilisant une telle matrice de pixels 3T. Mais on verra ensuite qu'elle peut s'appliquer facilement à des structures à plus de transistors qui ont notamment l'avantage de permettre une prise d'image instantanée ("snapshot "), avec un début et une fin d'intégration qui sont identiques pour tous les pixels, et plus spécialement aux structures 5T, c’est-à-dire comportant (au moins) 5 transistors. On précise que dans le contexte de l'invention, le capteur n'est sensible qu'aux rayons X (par construction) : il est donc aveugle aux rayons visibles. Dans la période d'intégration, il n'intègre que des charges qui correspondent au rayonnement X reçu.
Les figures 1 et 2 illustrent le principe de la détection de début de flash de rayons X selon l'invention dans un capteur d'image basé sur une matrice M-PIX de pixels actifs 3T qui comporte dans l'exemple N lignes et P colonnes de pixels. La figure 1 montre cela en se plaçant au niveau d'un pixel de la matrice, et la figure 2, montre l'implémentation se l'invention dans le capteur, qui permet d'utiliser tous les pixels de la matrice, d'abord pour réaliser la détection de début d'exposition au flash et ensuite, pour réaliser la séquence de prise d'image, sur détection de ce début de flash.
Le pixel Pij(figure 1) situé dans la matrice sur la ligne de pixels Ride rang i et sur la colonne de pixels Coljde rang j, comprend :
- une photodiode PH (de préférence de type "pinned"), connectée entre un nœud KNide photodiode (cathode) et la tension de référence de masse ;
- un transistor M1 d'initialisation de photodiode connecté au nœud de photodiode KNiqui reçoit sur sa grille g, un signal d'initialisation RSkn ide la ligne de pixels de rang i pour commander l'évacuation des charges (électrons) accumulées dans la photodiode vers une source de tension de référence Vrs (appelée également dans la suite tension d'initialisation de photodiode) ;
- un transistor M2 monté en suiveur de tension, dont la grille est connectée au nœud (capacitif) KNide photodiode, qui assure une conversion des charges accumulées dans la photodiode PH en un niveau de tension qui est reporté sur le conducteur de colonne Colj, lorsque le pixel est sélectionné en lecture ; et
- un transistor M3 de sélection du pixel en lecture, connecté en série entre le transistor M2 et un conducteur de colonne Coljrelié à un circuit de lecture RD, et qui reçoit sur sa grille g, un signal Selide sélection en lecture de la ligne de pixels Ri.
- une photodiode PH (de préférence de type "pinned"), connectée entre un nœud KNide photodiode (cathode) et la tension de référence de masse ;
- un transistor M1 d'initialisation de photodiode connecté au nœud de photodiode KNiqui reçoit sur sa grille g, un signal d'initialisation RS
- un transistor M2 monté en suiveur de tension, dont la grille est connectée au nœud (capacitif) KNide photodiode, qui assure une conversion des charges accumulées dans la photodiode PH en un niveau de tension qui est reporté sur le conducteur de colonne Colj, lorsque le pixel est sélectionné en lecture ; et
- un transistor M3 de sélection du pixel en lecture, connecté en série entre le transistor M2 et un conducteur de colonne Coljrelié à un circuit de lecture RD, et qui reçoit sur sa grille g, un signal Selide sélection en lecture de la ligne de pixels Ri.
Une remarque sur la notation : on note KNi, le nœud de photodiode des pixels de la ligne i de rang de ligne. Cela permet d'associer facilement ce nœud au signal de réinitialisation de photodiode de chaque ligne, noté RSkn i.
Le circuit de lecture RD permet d'obtenir pour chacun des pixels de la colonne concernée, une valeur numérique qui représente la quantité de charges intégrées par le pixel.
Comme illustré sur la figure 2, on a donc deux signaux de commande par ligne (rangée) Ride pixels : le signal RSkn id'initialisation des photodiodes et le signal Selide sélection en lecture, appliqués sur la grille respectivement du transistor M1 et du transistor M3 de tous les pixels de la ligne de rang i. Ces signaux sont commandés par un circuit de séquencement DM du capteur, pour piloter une séquence de prise d'image radiologique dentaire, comprenant de manière classique la succession de phases suivantes (voir la figure 4):
- une phase 301 d'initialisation globale RSG des photodiodes, c’est-à-dire appliquée simultanément à tous les pixels de la matrice, activée en commandant tous les transistors M1 en même temps à l'état ON : tous les signaux RSkn i (i= 1 à N) sont activés (portés àVon) .
-une phase 302 d'intégration qui débute en même temps pour tous les pixels, commandée en désactivant tous les signaux RSKNi (retour à VOFF).
-une phase 303 de lecture séquentielle, par balayage des lignes de pixels, qui débute après une durée d'intégration dINT (durée écoulée depuis le début de la phase d'intégration). Dans cette phase les signaux Seli sont activés (portés à VON) les uns après les autres (un à la fois), pendant une durée de lecture dr. Le circuit de lecture RD est généralement configuré pour effectuer deux échantillonnages : un échantillonnage du niveau de signal (SHS) correspondant à la quantité de charges intégrées par la photodiode depuis le début de la phase d'intégration, et un échantillonnage d'un niveau de référence, après réinitialisation RSide la photodiode par activation du signal d'initialisation RSKNi de la ligne courante sélectionnée en lecture.
- une phase 301 d'initialisation globale RSG des photodiodes, c’est-à-dire appliquée simultanément à tous les pixels de la matrice, activée en commandant tous les transistors M1 en même temps à l'état ON : tous les signaux RS
-une phase 302 d'intégration qui débute en même temps pour tous les pixels, commandée en désactivant tous les signaux RSKNi (retour à VOFF).
-une phase 303 de lecture séquentielle, par balayage des lignes de pixels, qui débute après une durée d'intégration dINT (durée écoulée depuis le début de la phase d'intégration). Dans cette phase les signaux Seli sont activés (portés à VON) les uns après les autres (un à la fois), pendant une durée de lecture dr. Le circuit de lecture RD est généralement configuré pour effectuer deux échantillonnages : un échantillonnage du niveau de signal (SHS) correspondant à la quantité de charges intégrées par la photodiode depuis le début de la phase d'intégration, et un échantillonnage d'un niveau de référence, après réinitialisation RSide la photodiode par activation du signal d'initialisation RSKNi de la ligne courante sélectionnée en lecture.
En pratique, au plan électrique, l'électrode de drain d du transistor M1 d'initialisation de chacun des pixels est connectée à un nœud de connexion NC commun à tous les pixels, et qui est habituellement relié à une source de tension de référence VRS, utilisée pour réinitialiser les photodiodes (évacuer toutes les charges accumulées dans le puits de potentiel de chaque photodiode).
Au plan topologique, comme visible sur la figure 2, pour chaque pixel, ce nœud de connexion commun NC correspond à un point de connexion figuré par un point noir, à une grille conductrice GRS (figurée en trait épais) réalisée sur un niveau topologique conducteur de la puce de capteur. Le terme grille est à comprendre au sens d'un maillage périodique 2D, au pas de la matrice. La grille GRS qui est électriquement reliée de façon appropriée à la source de tension de référence VRS, permettant l'initialisation des photodiodes dans la phase d'initialisation globale RSG et dans les phases d'initialisation sélectives (RSi, RSi+1, …) pendant la lecture séquentielle des pixels.
Selon l'invention, et comme illustré sur les figures 1 et 2, on prévoit que le nœud de connexion commun NC (ou la grille GRS) n'est pas directement connecté à la source de tension d'initialisation VRS, mais est reliée à cette source VRS par un circuit de commutation en fonction de l'état logique "0" ou "1" d'un signal logique de commande PROB1. Ce circuit de commutation MUX1 comprend deux voies de connexion du nœud NC : une première voie X1 est connectée à la source VRS ; une deuxième voie X2 est connectée en entrée de signal IN-DTX1 d'un circuit DTX1de détection en courant, à convertisseur courant-tension, du capteur. La fonction de ce circuit DTX1 est de fournir en sortie un signal OUT-DTX1 qui signale la détection d'un début d'exposition du capteur au flash X, lorsque le courant I qui est produit par l'ensemble des photodiodes (des pixels) de la matrice et collecté au nœud de connexion commun NC, via les transistors d'initialisation M1 tous activés à l'état passant et le circuit MUX1, dépasse un seuil prédéterminé.
Plus précisément, et comme illustré sur le chronogramme de la figure 4, le circuit de séquencement DM commande une phase 200 de détection de début de flash X (au sortir d'une phase de veille STANDBY 100) par la succession d'étapes suivantes :
- en plaçant le signal PROB1 dans un premier état logique dans l'exemple l'état haut ("1") pour sélectionner la voie X2 du commutateur MUX1 : le nœud de connexion commun NC de tous les pixels est alors relié à l'entrée en courant IN-DTX1 ; et
- en activant simultanément tous les signaux d'initialisation de photodiodes RSKNi, permettant d'utiliser le transistor M1 de chaque pixel comme grille de transfert de charges entre le nœud de photodiode KNi(cathode) de la photodiode du pixel et le nœud de connexion commun NC. De cette façon, on collecte au nœud NC toutes les charges de toutes les photodiodes de la matrice, produisant le photocourant I injecté en entrée IN-DTX1 du circuit DTX1. C'est cela qui rend efficace et précise la détection d'apparition du flash de rayonnement X selon l'invention, car elle prend en compte la contribution en courant de tous les pixels de la matrice photosensible du capteur : la matrice de pixels est alors utilisée comme un immense puits de charges pour la détection du début d'exposition au flash X. Ainsi, quelle que soit la position du capteur dans la bouche du patient, il y aura toujours des pixels dans la matrice pour lesquels les rayons X arriveront peu ou pas atténués.
- en plaçant le signal PROB1 dans un premier état logique dans l'exemple l'état haut ("1") pour sélectionner la voie X2 du commutateur MUX1 : le nœud de connexion commun NC de tous les pixels est alors relié à l'entrée en courant IN-DTX1 ; et
- en activant simultanément tous les signaux d'initialisation de photodiodes RSKNi, permettant d'utiliser le transistor M1 de chaque pixel comme grille de transfert de charges entre le nœud de photodiode KNi(cathode) de la photodiode du pixel et le nœud de connexion commun NC. De cette façon, on collecte au nœud NC toutes les charges de toutes les photodiodes de la matrice, produisant le photocourant I injecté en entrée IN-DTX1 du circuit DTX1. C'est cela qui rend efficace et précise la détection d'apparition du flash de rayonnement X selon l'invention, car elle prend en compte la contribution en courant de tous les pixels de la matrice photosensible du capteur : la matrice de pixels est alors utilisée comme un immense puits de charges pour la détection du début d'exposition au flash X. Ainsi, quelle que soit la position du capteur dans la bouche du patient, il y aura toujours des pixels dans la matrice pour lesquels les rayons X arriveront peu ou pas atténués.
Lorsque le circuit de détection en courant DTX1 détecte que le courant passe au-dessus d'un seuil prédéterminé, le signal logique en sortie OUT-DTX1 change d'état : dans l'exemple il passe de l'état logique haut "1" à l'état logique bas "0" et c'est ce qui est détecté par le circuit de séquencement DM, qui déclenche alors une séquence 300 de prise d'image :
- en plaçant le signal PROB1 dans l'autre état logique, dans l'exemple l'état bas ("0") pour sélectionner la voie X1 du commutateur MUX1 : le nœud de connexion commun Nc de tous les pixels est alors relié à la tension d'initialisation VRS ;
- en maintenant actifs les transistors d'initialisation M1, le temps de la phase 301 d'initialisation globale RSG.
- en plaçant le signal PROB1 dans l'autre état logique, dans l'exemple l'état bas ("0") pour sélectionner la voie X1 du commutateur MUX1 : le nœud de connexion commun Nc de tous les pixels est alors relié à la tension d'initialisation VRS ;
- en maintenant actifs les transistors d'initialisation M1, le temps de la phase 301 d'initialisation globale RSG.
Les autres phases de la séquence de prise d'image (intégration 302, lecture séquentielle 303) pilotées par le circuit de séquencement DM s'enchaînent ensuite de manière habituelle. C’est-à-dire que dans l'invention, les pixels de la matrice sont d'abord utilisés en pixels de détection de début d'exposition au flash X, puis en pixels de prise d'image.
La figure 3 illustre un mode de réalisation d'un circuit de détection en courant DTX1 permettant la mise en œuvre de la phase de détection 200, comprenant un amplificateur à transimpédance capacitif CTIA1 et un comparateur en tension COMP1. Rappelons qu'il est connu d'utiliser un amplificateur à transimpédance capacitif pour intégrer le courant fourni par des photodiodes de détection disposées en bord de matrice de pixels et détecter l'arrivée d'un flash de rayons X, comme décrit par exemple dans la demande précitée WO2017/121728. Ces amplificateurs à transimpédance capacitif sont également utilisés pour la lecture des pixels de capteurs infrarouges, comme décrit par exemple dans la demande EP 1399746.
L'amplificateur à transimpédance capacitif CTIA1 assure une intégration périodique du courant I d'entrée, à une fréquence d'horloge Φctia, et il est suivi du comparateur de tension COMP1 pour comparer le niveau de tension du signal Vout-ctia1qu'il délivre en sortie, à un seuil de tension programmable Vth1. Le comparateur de tension est configuré pour fournir en sortie un signal logique OUT-DTX1 qui bascule d'un état logique initial ("0" typiquement) à un autre ("1") lorsque le niveau de signal Vout - ctia1dépasse le seuil Vth1.
L'amplificateur CTIA1 de la figure 3 correspond à un mode de réalisation possible basé sur une configuration de base d'un amplificateur à transimpédance capacitif, avec une boucle de contre-réaction comprenant un interrupteur d'initialisation T1 placé en parallèle sur une capacité d'intégration Cf. Mais l'invention ne se limite pas à cette réalisation et couvre d'autres implémentations de l'état de l'art.
L'entrée non inverseuse (+) de l'amplificateur CTIA1 est reliée à une tension de mode commun Vcm1et l'entrée inverseuse (-) est l'entrée de signal IN-DTX1 par laquelle est injecté le courant I à mesurer. L'interrupteur T1 est périodiquement fermé (ON) par un signal de commande de phase d'initialisation Φctia, pour décharger la capacité d'intégration Cf et amener la tension de sortie Vout-ctia1et l'entrée IN-DTX1 au niveau de la tension de mode commun Vcm1,qui sert de point de référence pour l'intégration périodique du courant I d'entrée. Cette intégration débute quand l'interrupteur T1 repasse à l'état ouvert (OFF) et la totalité du courant I injecté en entrée est intégré aux bornes de la capacité Cf, avec un gain qui dépend du rapport entre la capacité de boucle de contre-réaction (Cf dans l'exemple) et la capacité Cp sur l'entrée de signal, qui représente la capacité parasite (équivalente) des photodiodes.
On obtient en sortie Vout-ctia1, un signal qui est une rampe de tension, comme illustré sur la figure 5.
Le comparateur comprend par exemple un étage analogique de comparaison de la tension Vout-ctia1à une valeur seuil Vth1, paramétrable, et un étage de mise en forme du signal qui fournit un signal logique OUT-DTX1 en sortie. Ce signal bascule, typiquement d'un état bas à un état haut (figure 5), quand la tension Vout - ctia1passe au-dessus du seuil Vth1. C'est ce basculement qui est détecté par le circuit de séquencement DM pour synchroniser (déclencher) la séquence de prise d'image sur l'arrivée du flash de rayons X.
Le circuit de séquencement DM bascule alors le signal PROB1dans l'autre état logique ("0" dans l'exemple), pour sélectionner la première voie d'entrée X1 du circuit MUX1 : le nœud de connexion commun NC de chaque pixel est alors relié à la source de tension d'initialisation VRS des photodiodes. Les transistors M1 étant en mode passant (RSKNià VON) ils sont maintenus dans ce mode (figure 4), cela a pour effet de déclencher la phase 301 de réinitialisation globale RSG des pixels, qui est la première phase de la séquence de prise d'image 300(I-FX) durant l'exposition au flash X. Le circuit de séquencement DM pilote ensuite la phase d'intégration, qui débute en même temps pour tous les pixels, puis la phase de lecture séquentielle, de manière habituelle.
La figure 4 illustre une séquence complète de détection de début de flash X et de prise d'image, après que le praticien ait positionné le capteur derrière la zone anatomique choisie, face active en direction de la source de rayons X, puis déclenché la source, par exemple depuis un ordinateur de contrôle ou directement par actionnement de la source. Cet actionnement a pour effet de sortir le capteur d'un mode de veille 100 (STANDBY), par un signal d'activation transmis par l'ordinateur et/ou la source par une interface sans fil ou filaire (USB).
Le capteur sort du mode de veille (Standby) et entre dans une phase d'initialisation 101, permettant l'établissement des tensions d'alimentation VDD et de référence VRS. L'amplificateur CTIA1 s'initialise (Φctia, figure 5) : la tension en sortie Vout-ctia1et en entrée IN-DTX1 au niveau de tension de mode commun Vcm1de l'amplificateur, qui est à un niveau supérieur à la tension de repos Vpindes photodiodes. Dans l'exemple Vpin est à 0,8 volt et Vcm1est à 1 volt. Comme illustré sur la figure 4, ceci a aussi pour effet de monter le potentiel des nœuds de connexion communs NC (la grille GRS ) et les nœuds KNides photodiodes (cathode) à ce même niveau de mode commun Vcm1.
Le circuit de séquencement DM pilote ensuite la phase 200 de détection du flash X comme suit :
- il place toutes les lignes RSKNi de commande de grille des transistors d'initialisation M1 à VON ; et
- active le signal PROB1 dans l'état logique ("1") qui sélectionne la deuxième voie X2 du circuit MUX1, ayant pour effet de relier tous les nœuds de connexion communs NC des transistors M1 des pixels (et donc la grille conductrice GRS ) à l'entrée IN-DTX1 du circuit de détection en courant DTX1.
Les signaux SELide sélection en lecture des lignes de pixels restent tous à l'état inactivé (état bas) tout le temps de la phase de détection 200.
- il place toutes les lignes RSKNi de commande de grille des transistors d'initialisation M1 à VON ; et
- active le signal PROB1 dans l'état logique ("1") qui sélectionne la deuxième voie X2 du circuit MUX1, ayant pour effet de relier tous les nœuds de connexion communs NC des transistors M1 des pixels (et donc la grille conductrice G
Les signaux SELide sélection en lecture des lignes de pixels restent tous à l'état inactivé (état bas) tout le temps de la phase de détection 200.
Lorsque les rayons du flash X atteignent la face active du capteur, les photodiodes génèrent des charges, ce qui produit un courant I en entrée IN-DTX1 qui représente la contribution de toutes les photodiodes de la matrice. Ce courant est intégré par l'amplificateur CTIA1, ce qui produit une rampe de tension en sortie. Quand la tension de rampe Vout - ctia1dépasse le seuil Vth1qui est réglé à 1,5 volts dans l'exemple, la sortie OUT-DTX1 bascule à l'état (logique) haut (flèche n°1, figure 4), et c'est ce basculement (détection de front montant et/ou de l'état logique haut) du signal OUT-DTX1 qui signale la détection du début de flash X au circuit de séquencement DM. Dans un exemple non limitatif de réalisation pratique, le comparateur COMP1 inclut un étage de sortie de type latch activé par une horloge d'échantillonnage ΦS / Hà la même fréquence, mais de manière déphasée, que l'horloge Φctia(figure 5).
Quand le circuit DM détecte le basculement du signal OUT-DTX1 indiquant la détection de début d'exposition, il peut alors piloter les phases successives de la séquence de prise d'image 300(I-FX) pendant l'exposition au flash, comme déjà expliqué supra :
- Le signal PROB1 change d'état logique (flèche n°2). Il passe à "0" dans l'exemple, sélectionnant l'autre voie X1 du circuit MUX1 : les nœuds NC (la grille GRS, figure 2) sont alors tous électriquement reliés à la source de tension de référence VRS. L'entrée IN-DTX1 est découplée du nœud NC et ne reçoit plus aucun courant. La tension de sortie Vout-ctia1revient (et reste) au niveau de tension de mode commun Vcm1et fait rebasculer la sortie OUT-DTX1 du comparateur COMP1 à l'état bas (figures 4 et 5).
- Les signaux RSKNide commande d'initialisation de photodiode à l'état actif (VDD) sont maintenus à l'état actif (transistors M1 passants) permettant de réaliser la phase d'initialisation globale RSG 301 de la séquence de prise d'image : les photodiodes se vident de leurs charges, et les nœuds capacitifs KNisont amenés (flèche n°3) à un niveau de tension (2 volts dans l'exemple) qui correspond à la tension de référence VRS (3 volts) moins la tension de seuil du transistor M1.
- Le signal PROB1 change d'état logique (flèche n°2). Il passe à "0" dans l'exemple, sélectionnant l'autre voie X1 du circuit MUX1 : les nœuds NC (la grille GRS, figure 2) sont alors tous électriquement reliés à la source de tension de référence VRS. L'entrée IN-DTX1 est découplée du nœud NC et ne reçoit plus aucun courant. La tension de sortie Vout-ctia1revient (et reste) au niveau de tension de mode commun Vcm1et fait rebasculer la sortie OUT-DTX1 du comparateur COMP1 à l'état bas (figures 4 et 5).
Le circuit de séquencement DM passe ensuite tous les signaux RSKNià l'état inactifs (figure 4) bloquant ainsi tous les transistors M1 et c'est ce qui marque le début de la phase 302 d'intégration des pixels : les photodiodes commencent à intégrer des charges par effet de photoconversion électrique et à accumuler ces charges (capacité parasite de photodiode). Le potentiel des nœuds KNidiminue en fonction des charges accumulées (en fonction de l’éclairement) jusqu'à un minimum Vsat qui correspond à la saturation du pixel ou de la chaine de lecture.
Dans l'exemple illustré à la figure 4, la phase de lecture séquentielle 303 débute après une durée d'intégration dINTpréréglée à une valeur supérieure à la durée dX d'émission de la source de rayonnement X utilisée. A l'issue de la durée dINT, décomptée à partir du début de la phase d'intégration (par un compteur du circuit de séquencement DM par exemple), le circuit de séquencement DM active la phase 303 de lecture séquentielle, permettant la lecture des pixels de chacune des N lignes de la matrice, ligne par ligne.
Prenons la ligne de pixels Ri: le signal SELide sélection de cette ligne est activé pour commuter à l'état passant (ON) le transistor de sélection M3 de chacun des pixels de cette ligne, pendant une durée de lecture dr : pour chaque pixel de la ligne, le niveau de tension fournit par le transistor M2, qui correspond à la quantité de charges accumulées à ce moment dans la photodiode (nœud KNide lecture capacitif), est reporté sur le conducteur colonne Coljdu pixel (via M3) pour être échantillonné (SHS) par un circuit de lecture RD respectif ; puis la photodiode de chacun des pixels de la ligne est réinitialisée en activant le signal RSKNide réinitialisation de cette ligne uniquement (on voit que le signal RSKNi+1de la ligne suivante Ri+1reste inactivé à ce moment) et un nouveau niveau de tension qui est un niveau de réinitialisation est reporté sur le conducteur colonne Colj, et échantillonné (SHR) par le circuit de lecture. La différence entre le niveau de signal et le niveau de réinitialisation représente la donnée d'image fournie par le pixel. La même séquence de lecture se répète pour chacune des lignes de la matrice successivement.
Le circuit de séquencement DM est généralement configuré pour piloter à la suite d'une première séquence 300 de prise d'image radiologique I-FX, une deuxième séquence 300 de prise d'image de bruit d'obscurité I-obs en appliquant la même durée d'intégration dINT, pour mesurer un niveau de courant d'obscurité quand le capteur n'est plus exposé au rayonnement X. Les données d'image du bruit d'obscurité I-obs sont ensuite soustraites point à point des données de la première image. On obtient une image radiologique de meilleure qualité.
Comme la durée d'intégration dINT est fixée (ce qui signifie qu'il n'y a pas de détection de fin de flash de rayons X dans le capteur), la deuxième séquence 300(I-obs) peut n'être réalisée qu'épisodiquement, pour tenir compte d'éventuelles variations, de température notamment, et non pas systématiquement, à chaque prise d'image radiologique. Entre deux rafraichissements, les données d'image du bruit d'obscurité sont mémorisées, par exemple dans un circuit mémoire associé au circuit de pilotage DM, et soustraites aux données d'image radiologique obtenues.
L'invention a été expliquée pour un capteur à pixels 3T, mais elle peut être étendue à des pixels actifs utilisant plus de trois transistors, permettant d'appliquer la même durée d'intégration à tous les pixels, par la présence d'un nœud de lecture séparé du nœud de photodiode par au moins un transistor de transfert. On réduit de cette façon les effets du bruit d'obscurité dans l'image.
L'invention s'applique notamment aux pixels dits 5T (à comprendre comme comprenant 5 transistors au moins), qui comportent comme les pixels 3T, un transistor M1 d'initialisation propre à la photodiode, comme illustré sur la figure 6. L'invention s'implémente ainsi de la même façon, avec le circuit de détection DTX1 en courant et le circuit MUX1 permettant de relier le nœud de connexion commun NC d'abord à l'entrée de signal IN-DTX1 du circuit DTX1 pendant une phase de détection de début d'exposition à un flash X. puis à la source de tension de référence Vrs permettant d'initialiser les photodiodes avant une phase d'intégration d'une séquence de prise d'image déclenchée par cette détection.
Par rapport au pixel 3T des figures 1 et 2, on précise que le pixel 5T (figure 6) comprend en outre un nœud de lecture capacitif SNi(typiquement une diffusion flottante) qui est séparé du nœud de photodiode KNipar une grille de transistor de transfert, noté M4, pilotée par un signal de commande de transfert TFi. Ce signal est activé pour transférer les charges intégrées par la photodiode, dans le nœud de lecture. On peut ainsi piloter une phase de transfert globale, commandée par le transistor M4 dans tous les pixels simultanément, qui marque la fin de la phase d'intégration courante dans tous les pixels, avant la phase de lecture séquentielle. Le pixel 5T comprend aussi un transistor M5 d'initialisation du nœud de lecture SNi: c'est ce transistor M5 qui est activé dans la phase de lecture du pixel, par un signal de commande noté RSSNi, avant l'échantillonnage SHR d'un niveau de réinitialisation correspondant, à soustraire du niveau de signal (SHS).
Dans une variante de l'invention, applicable aux pixels à trois transistors ou plus, on utilise le même principe de détection en courant du début d'exposition au flash X, pour détecter en outre la fin d'exposition au flash X, qui détermine alors la fin de la période d'intégration. Cela permet d'ajuster la durée d'intégration des pixels au plus près de la durée réelle dX du flash, permettant de réduire le niveau de courant d'obscurité intégré.
Plus précisément, selon l'invention, cette détection de fin d'exposition selon l'invention est réalisée par un circuit de détection DTX2 similaire au circuit DTX1, mais sur la base d'un courant I' produit par un ensemble de pixels de la matrice configurés en pixels de détection. Comme illustré sur les figures 7 (pixels 3T) et 8 (pixels 5T), ces pixels sont couplés à un nœud de connexion commun NCE différent, électriquement isolé du nœud NC, et le capteur comprend un deuxième circuit de détection DTX2 pour recevoir le courant I' photogénéré par les pixels couplés au nœud NCE. Ce circuit DTX2 comprend un amplificateur à transimpédance capacitif CTIA2 et un comparateur COMP2 à un seuil de tension paramétrable Vth2. Les deux détecteurs peuvent fonctionner à la même fréquence de fonctionnement (Φctia). Les deux amplificateurs CTIA1 et CTIA2 ont en principe la même tension de mode commun (Vcm1=Vcm2).
Au plan topologique, dans cette variante, on peut alors avoir deux grilles conductrices isolées l'une de l'autre, l'une qui interconnecte les nœuds NC et l'autre qui interconnecte les nœuds NCE.
Comme montré par les chronogrammes de la figure 5, dans la phase de détection de début d'exposition, les deux circuits de détection DTX1 et DTX2 fonctionnent de manière similaire, l'un intégrant un courant I provenant des pixels de la matrice utilisés pour la prise d'image et l'autre intégrant un courant I' provenant de pixels de la matrice configurés en pixels de détection (on expliquera comment plus loin). Dans les deux circuits, l'amplificateur produit une rampe de tension en sortie, et les sorties OUT-DTX1 et OUT-DTX2 des comparateurs basculent, à "1" dans l'exemple, dès que la tension de rampe passe au-dessus du seuil de comparaison (Vth1, Vth2).
Le circuit de détection DTX1 de début de flash X est alors découplé du nœud NC (par l'action du signal PROB1) : l'amplificateur CTIA1 du circuit de détection DTX1 ne reçoit plus de courant en entrée : la tension de sortie Vout - ctia1reste au niveau de la tension de mode commun Vcm1et en sortie du comparateur COMP1, le signal OUT-DTX1 rebascule, à l'état "0" dans l'exemple. Les pixels de la matrice couplés au nœud NC sont alors utilisés pour réaliser une séquence de prise d'image ; le circuit de séquencement pilote comme on l'a vu d'abord la phase de réinitialisation globale RSG des photodiodes, puis active la phase d'intégration (figure 9).
Tant que le capteur est exposé au flash X, le circuit de détection DTX2 continue de recevoir un courant I' photogénéré par les pixels de la matrice couplés au nœud NCE : l'amplificateur CTIA2 continue de produire une rampe de tension périodique en sortie, qui dépasse le seuil Vth2. La sortie OUT-DTX2 du comparateur COMP2 reste donc inchangée, à "1" dans l'exemple.
La fin d'exposition au flash X se traduit par un courant I' qui ne croit quasiment plus : le peu de croissance est lié au courant d'obscurité dans les photodiodes. La tension de rampe passe alors sous le seuil Vth2: le signal OUT-DTX2 rebascule, à l'état "0" dans l'exemple. C'est ce basculement qui est détecté par le circuit de séquencement DM, et utilisé pour arrêter la phase d'intégration de la séquence de prise d'image courante.
Le nombre des pixels de la matrice utilisés pour la détection de fin d'exposition peut être inférieur, par rapport au nombre total de pixels, à un ratio de 1 pour 2000. En pratique, on tient compte de cela en ajustant les gains des amplificateurs CTIA1 et CTIA2 et/ou en utilisant différents seuils de comparaison (Vth1, Vth2) dans les comparateurs COMP1 et COMP2. On peut également réduire la fréquence de fonctionnement (Φctia, ΦS / H) du deuxième détecteur (CTIA2, COMP2) : la vitesse de détection de la fin de d’exposition peut-être un peu moins bonne car le patient n’est plus irradié.
Le nombre des pixels de la matrice utilisés pour la détection de fin d'exposition peut être inférieur par rapport au nombre total de pixels, par exemple dans un rapport de 1 pour 2000. Egalement on peut ajuster les gains des amplificateurs CTIA1 et CTIA2, et/ou utiliser différents seuils de comparaison (Vth1,Vth2). On peut encore réduire la fréquence de fonctionnement du deuxième détecteur (CTIA2, COMP2). La vitesse de détection de la fin de d’exposition peut-être un peu moins bonne car le patient n’est plus irradié.
En pratique, les pixels de détection, couplés aux nœuds NCE peuvent être les pixels de quelques colonnes et/ou lignes de pixels de la matrice, et/ou des pixels dispersés dans la matrice). Dans l'exemple illustré sur les figures 7 et 8, les pixels qui servent à la détection de fin de flash X sont les pixels des premières colonnes (ensemble E1) et des dernières colonnes (ensemble E2) de la matrice. Pour la simplicité de représentation de dessin, les ensembles E1 et E2 sont des colonnes successives sur chaque bord de matrice (on aurait pu prendre des lignes successives). Mais en pratique, on choisira de préférence des lignes et/ou colonnes entrelacées avec des colonnes de pixels "normales", de prise d'image : par exemple une colonne sur deux ou 4 parmi les 20 premières colonnes et les 20 dernières colonnes d'une matrice qui en comportent plusieurs centaines. Ou bien on choisira des pixels dispersés dans toute la matrice. En effet, pour les pixels utilisés en détection de fin de flash X, le signal est perdu pour la lecture. Il faudra reconstituer une information image pour chacun des pixels de détection de fin de flash par interpolation à partir des pixels voisins. Il est donc plus judicieux que ces pixels de détection soient espacés les uns des autres pour limiter les erreurs d'interpolation.
Le nœud de connexion NCE commun aux pixels utilisés en détection de fin de flash, est relié à l'entrée IN-DTX2 du circuit DTX2, pendant que les pixels de la matrice couplés au nœud NC sont utilisés dans une séquence de prise d'image courante et que ce nœud de connexion commun NC est relié à la source de référence de tension (VRS).
Pendant la séquence de prise d'image courante, les transistors M1 des pixels couplés au nœud NCE doivent être maintenus à l'état passant, pour permettre la collection et l'injection du courant I' issu des photodiodes de ces pixels dans le circuit DTX2, alors que les transistors M1 des pixels couplés au nœud NC et réalisant la prise d'image courante sont désactivés à la fin de la phase d'initialisation globale RSG, pour permettre l'intégration de charges.
Pour les pixels couplés au nœud NCE, on prévoit donc un signal de commande des transistors M1 distinct, noté RSKN_D, qui est le même pour tous ces pixels. Ce signal RSKNDest activé dès la sortie de veille du capteur et reste actif au moins jusqu'à la détection de fin d'exposition.
Le signal de fin d'exposition OUT-DTX2 est utilisé par le circuit de séquencement DM pour terminer la phase d'intégration dans la séquence de prise d'image courante : c'est ce signal OUT-DTX2 qui fixe ainsi la durée d'intégration effective, dINTV, dans la séquence de prise d'image radiologique courante I-FX.
Comme illustré sur les figures 7 et 8, on peut avantageusement prévoir que la détection de fin d'exposition est une fonction optionnelle dans le capteur, en prévoyant un multiplexeur MUX2 piloté par un signal logique de commande PROB2, pour coupler le nœud NCE ou bien à l'entrée IN-DTX2 du circuit DTX2 (voie X'2), et les pixels associés sont alors utilisés comme pixels de détection de fin de flash X ; ou bien à la source de référence de tension VRS (voie X'1), et les pixels associés sont alors utilisés comme pixels de prise d'image uniquement. L'état logique du signal PROB2 est alors paramétré par l'opérateur, typiquement dans un registre de paramètres du capteur, pour activer ou non la fonction de détection de fin d'exposition au flash X. Par exemple, comme illustré, un registre de paramètres contient un bit DTX-stop à paramétrer, par exemple à 0 pour ne pas activer l'option de détection de fin d'exposition, et à 1 pour l'activer, ce qui positionne le signal logique PROB2.
Dans ce cas, il convient de commander de manière adaptée les transistors M1 des pixels couplés au nœud NCE, selon qu'ils sont utilisés en détection de fin d'exposition ou en pixels de prise d'image. Par exemple, on peut prévoir comme illustré sur les figures, un circuit logique tel qu'un multiplexeur MUX3, piloté par ce même signal PROB2, tel que
- lorsque l'option détection est désactivée, PROB2 est à 0 et le transistor M1 de chaque pixel couplé au nœud NCE est commandé par le signal de commande RSKNicorrespondant à la ligne du pixel dans la matrice.
- lorsque l'option détection est activée, PROB2 est à 1, les transistors M1 des pixels couplés au nœud NCE sont tous commandés par le signal de commande RSKN_D.
- lorsque l'option détection est désactivée, PROB2 est à 0 et le transistor M1 de chaque pixel couplé au nœud NCE est commandé par le signal de commande RSKNicorrespondant à la ligne du pixel dans la matrice.
- lorsque l'option détection est activée, PROB2 est à 1, les transistors M1 des pixels couplés au nœud NCE sont tous commandés par le signal de commande RSKN_D.
Les figures 7 et 8 montrent que le principe de détection de fin d'exposition selon l'invention qui vient d'être expliqué s'applique de la même façon à un capteur à pixels 3T ou 5T.
La figure 9 montre plus particulièrement le chronogramme des signaux de détection de début et fin d'exposition au flash X, et des signaux de commande associés dans le cas où la détection de fin d'exposition est implémentée (PROB2="1" dans l'exemple). Dans l'exemple, les séquences 400 de prise d'image I-FX et I-obs comprennent une phase 403 de transfert global des charges vers les nœuds de lecture SNi des pixels, avant la phase 404 de lecture séquentielle, correspondant à un capteur d'image à pixels 5T tel qu'illustré à la figure 8. Avec un capteur à pixels 3T tel qu'illustré à la figure 7, cette phase 403 de transfert global n'existe pas et la détection de fin d'exposition déclenche la phase 404 de lecture séquentielle.
Pour la séquence 400 de prise d'image (I-FX ou I-obs) pilotée par le circuit de séquencement DM, après détection du début d'exposition (flèche n°5), la phase 401 d'initialisation globale RSG active tous les signaux RSKNi(i = 1 à N) simultanément pour initialiser les nœuds KNide photodiode des pixels couplés au nœud NC; le signal RSKN_D pour initialiser les nœuds KNide photodiode des pixels couplés au nœud NCE ; et tous les signaux RSSNisimultanément pour initialiser les nœuds de lecture SNi de tous les pixels de la matrice (qu'ils soient couplés au nœud NC ou NCE).
La détection de fin d'exposition (flèche n°6) déclenche la phase 403 de transfert global TFG de charges des nœuds KNide photodiode vers les nœuds SNide lecture, qui est appliquée par les transistors M4 des pixels 5T simultanément à tous les pixels de prise d'image (signaux TFi). C'est ce qui fixe la durée d'intégration, la même pour tous les pixels : même début, correspondant à la fin de la phase RSG, quand les signaux RSKNisont désactivés simultanément ; et même fin, correspondant à la fin de la phase TFG, quand les signaux TFisont désactivés simultanément. La phase 404 de lecture des pixels commence. Pour la ligne de rang i sélectionnée en lecture cette phase comprend l'échantillonnage (SHS) du niveau de signal des pixels de la ligne ; la réinitialisation du nœud de lecture SNi, par activation du signal RSSNide la ligne avant l'échantillonnage (SHR) du niveau de référence correspondant. A noter que dans le flux de données obtenu se trouvent les données des pixels couplés au nœud NCE qui ont servi à la détection de fin d'exposition : les données obtenues (lues) pour ces pixels ne seront pas utilisées en pratique, mais remplacées par des données calculées par interpolation. Cela ne change rien à la séquence. C'est au niveau du traitement d'image que cela est pris en compte.
On note que la durée d'intégration effective n'a plus une valeur fixe déterminée (réglée) à l'avance : c'est une valeur dINTVdéfinie à partir des deux signaux de détection OUT-DTX1 et OUT-DTX2. Il convient donc de la mesurer si on veut appliquer la même durée d'intégration dans la séquence de prise d'image I-obs du bruit d'obscurité. Le circuit de séquencement comprend alors un compteur pour mesurer la durée d'exposition effective dINTV, entre la fin de la phase 301 de réinitialisation globale RSG des nœuds de photodiode KNiet la détection de la fin du flash (OUT-DTX2) qui déclenche la phase de lecture (pixels 3T) ou la phase de transfert global TFG (pixels 5T).
Comme la durée dINTV peut potentiellement varier à chaque nouvelle exposition à un flash X, la prise d'image de courant d'obscurité est systématique.
En pratique, le circuit de séquencement DM applique des filtres sur les signaux de détection OUT-DTX1 et OUT-DTX2, permettant d'éliminer, c’est-à-dire de ne pas prendre en compte, des impulsions parasites qui seraient notamment induites au moment des commutations des voies dans les circuits de commutation circuit MUX1 et MUX2, par les variations de potentiel induites sur les nœuds de connexion NC ou NCE et sur les nœuds de photodiodes KNi. Egalement, le circuit DM peut ainsi filtrer pour ignorer le signal OUT-DTX1 pendant les séquences de prise d'image 300, et filtrer pour ignorer le signal OUT-DTX2 pendant les phases 200 de détection de début de flash d'exposition. Ces différentes mesures de filtrage (filtres "anti-glitch") sont des mesures habituelles mises en œuvre pour éviter des fausses détections.
L'invention qui vient d'être expliquée permet d'améliorer la qualité des images radiologiques, en particulier dentaire, et ce à moindre coût, car elles utilisent les pixels de la matrice et des circuits de détection de courant connus de l'homme de l'art.
Claims (12)
- Capteur d'image radiologique intra-oral en technologie MOS comprenant
-une matrice (M-PIX) de pixels photosensibles arrangés en lignes et colonnes, chaque pixel (Pij) comprenant une photodiode (PH) et des transistors, incluant un transistor d'initialisation (M1) de photodiode connecté entre un nœud de photodiode (KNi) du pixel et un premier nœud de connexion (NC) commun aux pixels;
-un circuit de séquencement (DM) fournissant des signaux de commande des transistors des pixels pour piloter une séquence (300) de prise d'image pendant une exposition à un flash de rayons X (FX), comportant une phase d'initialisation globale (301) des photodiodes des pixels, une phase d'intégration de charges (302) pendant une période d'intégration et une phase de lecture (303) des pixels ;
le capteur étant caractérisé en ce qu'il comprend un premier commutateur de couplage (MUX1) piloté par un premier signal logique (PROB1) pour relier ledit premier nœud de connexion (Nc) à une entrée de signal (IN-DTX1) d'un premier circuit de détection de courant (DTX1) ou à une source de tension d'initialisation de photodiode (VRS) selon que ledit premier signal logique est respectivement dans un premier état logique ou un deuxième état logique,
-et le circuit de séquencement (DM) du capteur étant configuré pour piloter une phase (200) de détection par ledit premier circuit de détection (DTX1) d'un début d'exposition à un flash de rayons X pour déclencher la séquence (300) de prise d'image, comprenant les opérations de :
-a) commander à l'état passant les transistors d'initialisation de photodiode (M1) dans tous les pixels simultanément et
- b) établir le premier signal logique (PROB1) dans ledit premier état logique, ayant pour effet d'injecter en entrée de signal (IN-DTX1) du premier circuit de détection, un courant (I) collecté audit premier nœud de connexion (NC) provenant des photodiodes des pixels, puis,
-c) lorsqu'un signal logique de sortie (OUT-DTX1) du premier circuit de détection bascule d'un premier état logique à un deuxième état logique, correspondant à la détection d'un niveau de courant d'entrée supérieur à un seuil prédéterminé, établir le premier signal logique (PROB1) dans ledit deuxième état logique ayant pour effet de coupler lesdits transistors d'initialisation (M1) qui sont toujours à l'état passant, à ladite source de tension d'initialisation (VRS), activant ainsi la phase d'initialisation globale (301) de la séquence de prise d'image, pour initialiser les photodiodes avant ladite phase d'intégration. - Capteur d'image selon la revendication 1, dans lequel le premier circuit de détection (DTX1) comprend un amplificateur à transimpédance capacitif (CTIA1) comprenant une entrée non-inverseuse reliée à une tension de mode commun (Vcm1) et une entrée inverseuse qui forme l'entrée de signal (IN-DTX1) qui est couplée au dit premier nœud de connexion (NC), ledit amplificateur étant piloté par un signal d'horloge (Φctia) pour produire périodiquement en sortie de signal (Vout-ctia1), une rampe de tension fonction du niveau du courant injecté en entrée de signal, qui est appliquée à un comparateur (COMP1) pour comparaison à une valeur seuil de tension (Vth1).
- Capteur d'image selon la revendication 1 ou 2, dans lequel chacun des pixels comprend ledit transistor d'initialisation de photodiode (M1), un transistor suiveur de tension (M2) dont une grille est connectée au nœud de connexion de photodiode (KNi) et un transistor de sélection en lecture (M3) connecté en série entre ledit transistor suiveur de tension (M2) et un conducteur de colonne respectif (Colj) relié à un circuit de lecture de pixel (RD).
- Capteur d'image selon l'une quelconque des revendications 1 à 2, dans lequel chacun des pixels comprend ledit transistor d'initialisation (M1), un transistor de transfert de charges (M4) connecté en série entre ledit nœud de connexion de photodiode (KNi) et un nœud de lecture du pixel (SNi), un transistor d'initialisation (M5) du nœud de lecture, un transistor monté en suiveur de tension (M2) dont une grille est connectée au dit nœud de lecture (SNi) et un transistor de sélection en lecture (M3) connecté en série entre ledit transistor suiveur de tension (M2) et un conducteur de colonne respectif (Colj) relié à un circuit de lecture de pixel (RD).
- Capteur d'image selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, dans lequel les transistors d'initialisation d'un ensemble (E) de pixels de la matrice sont reliés non pas au dit premier nœud de connexion (NC), mais à un deuxième nœud de connexion (NCE) qui est électriquement isolé dudit premier nœud de connexion, le capteur comportant en outre un deuxième circuit de détection de courant (DTX2) du même type que ledit premier circuit de détection et piloté par le même signal d'horloge (Φctia), dont une entrée de signal (IN-DTX2) est couplée au dit deuxième nœud de connexion (NCE), le circuit de séquencement (DM) du capteur étant configuré pour, dans ladite phase (200) de détection de début d'exposition :
- commander à l'état passant les transistors d'initialisation (M1) de tous les pixels de la matrice y compris les pixels dudit ensemble couplé au deuxième nœud de connexion ; et
- sur détection du basculement d'un signal de sortie (OUT-DTX1) du premier circuit de détection (DTX1) :
- maintenir à l'état passant les transistors d'initialisation (M1) des pixels dudit ensemble, au moins jusqu'à détecter un basculement du signal de sortie (OUT-DTX2) du deuxième circuit de détection correspondant à un courant injecté en entrée, collecté au dit deuxième nœud de connexion (NCE) qui passe sous un seuil prédéterminé, et
- sur détection du basculement dudit signal de sortie (OUT-DTX2) du deuxième circuit de détection indiquant une détection de fin d'exposition au flash de rayons X, stopper la phase d'intégration de la séquence (300) de prise d'image pour initier la phase de lecture. - Capteur d'image selon la revendication 5, comprenant un deuxième circuit de couplage (MUX2) permettant de relier le deuxième nœud de connexion (NCE) à l'entrée de signal (IN-DTX2) du deuxième circuit de détection ou à la source de tension d'initialisation (VRS) piloté par un deuxième signal logique de commande (PROB2) qui est paramétré dans le capteur pour configurer paramétrable les pixels dudit ensemble en pixels de détection de fin d'exposition ou en pixels de prise d'image.
- Capteur d'image selon la revendication 5 ou 6 combinée à la revendication 2, le gain de l'amplificateur à transimpédance capacitif et/ou la valeur seuil de tension du comparateur étant des paramètres de réglage du capteur réglés dans ledit premier circuit de détection et dans ledit deuxième circuit de détection pour détecter respectivement un début de flash et une fin de flash de rayons X.
- Capteur d'image selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, dans lequel le circuit de séquencement (DM) est configuré pour déclencher une autre séquence de prise d'image (300(I-obs)) appliquant la même durée d'intégration (dINT, dINTV) et utilisant les mêmes pixels pour la prise d'image qu'une séquence de prise d'image (300(I-obs)) précédente réalisée pendant l'exposition au flash de rayons X et ayant fourni des premières données d'image, permettant de mesurer et soustraire un bruit d'obscurité auxdites premières données d'image.
- Procédé de prise d'image radiologique par un capteur d'image radiologique intra-oral en technologie MOS, ledit capteur comprenant une matrice (M-PIX) de pixels photosensibles arrangés en lignes et colonnes, chaque pixel (Pij) comprenant une photodiode (PH) et des transistors, incluant un transistor d'initialisation (M1) de photodiode connecté entre un nœud de photodiode (KNi) du pixel et un premier nœud de connexion (NC) commun aux pixels, caractérisé en ce qu'il consiste dans une première phase (200) à coupler ledit premier nœud de connexion (NC) à une entrée de signal (IN-DTX1) d'un circuit de détection de courant (DTX1) prévu dans le capteur pour détecter lorsque le courant injecté en entrée de signal (IN-DTX1) dépasse un seuil prédéterminé, correspondant à une détection de début d'exposition à un flash de rayons X, ladite détection déclenchant une séquence (300) de prise d'image avec l'action de coupler ledit premier nœud de connexion (NC) à une source de tension (VRS) permettant une initialisation globale des photodiodes (301), avant une phase d'intégration (302) pendant une durée d'intégration puis une phase de lecture des pixels (303).
- Procédé de prise d'image radiologique selon la revendication 9, permettant un pilotage de la durée d'intégration dans une séquence de prise d'image courante par un signal de détection de fin d'exposition fourni par un autre circuit de détection de courant (DTX2) du capteur qui a une entrée de signal (IN-DTX2) couplée à un deuxième nœud de connexion (NCE) qui est électriquement isolé dudit premier nœud de connexion, et qui est relié aux transistors d'initialisation (M1) d'un ensemble (E) de pixels de la matrice, ledit autre circuit de détection de courant (DTX2) ayant une sortie de signal configurée pour activer le signal de détection de fin d'exposition (OUT-DTX2) lorsque le courant (I') issu des photodiodes des pixels dudit ensemble passe sous un seuil prédéterminé.
- Procédé de prise d'image radiologique selon la revendication 10, dans lequel le pilotage de la durée d'intégration par un signal de détection de fin d'exposition est activé ou désactivé par un deuxième signal logique de commande (PROB2) paramétrable appliqué à un deuxième circuit de couplage (MUX2) permettant de relier le deuxième nœud de connexion (NCE) à l'entrée de signal (IN-DTX2) du deuxième circuit de détection ou à la source de tension d'initialisation (VRS).
- Procédé de prise d'image radiologique selon l'une des revendications 8 à 11, dans lequel le ou les circuits de détection en courant prévus dans le capteur sont du type à amplificateur à transimpédance capacitif et comparateur.
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|---|---|---|---|
| FR1911273A FR3101768A1 (fr) | 2019-10-10 | 2019-10-10 | Capteur d’image radiologique intra-oral a pixels actifs et procede de prise d’image associe |
| CA3095617A CA3095617A1 (fr) | 2019-10-10 | 2020-10-07 | Capteur d'image radiologique intraoral a pixel actif et methode de capture d'image connexe |
| US17/065,850 US11806180B2 (en) | 2019-10-10 | 2020-10-08 | Active pixel intraoral radiological image sensor and associated image capture method |
| EP20200814.0A EP3806449A1 (fr) | 2019-10-10 | 2020-10-08 | Capteur d'image radiologique intra-oral à pixels actifs et procédé de prise d'image associé |
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| CN202011083764.3A CN112653853A (zh) | 2019-10-10 | 2020-10-12 | 有源像素口内放射图像传感器及相关的图像捕获方法 |
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Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6404854B1 (en) | 2000-06-26 | 2002-06-11 | Afp Imaging Corporation | Dental x-ray imaging system |
| EP1399746A1 (fr) | 2000-12-04 | 2004-03-24 | Pixel Devices International, Inc. | Capteur d'images utilisant un amplificateur d'adaptation d'impedance capacitive a gain eleve et a faible bruit a motif fixe (fpn) |
| US20090109313A1 (en) * | 2007-10-30 | 2009-04-30 | Xinqiao Liu | Self-Triggering CMOS Image Sensor |
| US20170134677A1 (en) * | 2014-07-08 | 2017-05-11 | Sony Semiconductor Solutions Corporation | Image pickup device, electronic apparatus, radiation detection apparatus and method for an image pickup device |
| FR3046679A1 (fr) * | 2016-01-12 | 2017-07-14 | E2V Semiconductors | Circuit de detection de rayons x pour capteur radiologique dentaire |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8198577B2 (en) * | 2009-02-25 | 2012-06-12 | Caeleste Cvba | High dynamic range analog X-ray photon counting |
| US9549158B2 (en) * | 2012-04-18 | 2017-01-17 | Brightway Vision Ltd. | Controllable single pixel sensors |
| US9729808B2 (en) * | 2013-03-12 | 2017-08-08 | Tower Semiconductor Ltd. | Single-exposure high dynamic range CMOS image sensor pixel with internal charge amplifier |
| FR3025086B1 (fr) * | 2014-09-02 | 2016-11-11 | E2V Semiconductors | Procede et systeme de prise d'images radiologiques medicales avec commande d'arret de la source de rayonnement x |
| FR3032105B1 (fr) * | 2015-01-30 | 2017-01-27 | E2V Semiconductors | Capteur radiologique avec detection de rayons x |
| GB2574619B (en) * | 2018-06-12 | 2022-10-12 | Res & Innovation Uk | Image sensor |
-
2019
- 2019-10-10 FR FR1911273A patent/FR3101768A1/fr active Pending
-
2020
- 2020-10-07 CA CA3095617A patent/CA3095617A1/fr active Pending
- 2020-10-08 EP EP20200814.0A patent/EP3806449A1/fr active Pending
- 2020-10-08 US US17/065,850 patent/US11806180B2/en active Active
- 2020-10-09 JP JP2020171393A patent/JP2021078110A/ja active Pending
- 2020-10-12 CN CN202011083764.3A patent/CN112653853A/zh active Pending
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6404854B1 (en) | 2000-06-26 | 2002-06-11 | Afp Imaging Corporation | Dental x-ray imaging system |
| EP1399746A1 (fr) | 2000-12-04 | 2004-03-24 | Pixel Devices International, Inc. | Capteur d'images utilisant un amplificateur d'adaptation d'impedance capacitive a gain eleve et a faible bruit a motif fixe (fpn) |
| US20090109313A1 (en) * | 2007-10-30 | 2009-04-30 | Xinqiao Liu | Self-Triggering CMOS Image Sensor |
| US20170134677A1 (en) * | 2014-07-08 | 2017-05-11 | Sony Semiconductor Solutions Corporation | Image pickup device, electronic apparatus, radiation detection apparatus and method for an image pickup device |
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